T.C. HACETTEPE ÜNĠVERSĠTESĠ SAĞLIK BĠLĠMLERĠ ENSTĠTÜSÜ VÜCUT ĠÇERĠSĠNDEKĠ DOKU EġDEĞERĠ OLMAYAN ĠMPLANT MATERYALLERĠNĠN YOĞUNLUK AYARLI RADYOTERAPĠ VE STEREOTAKTĠK RADYOCERRAHĠ TEDAVĠLERĠNDE DOZ DAĞILIMINA ETKĠSĠNĠN ĠNCELENMESĠ Mahmut Serdar ġĠġECĠOĞLU Radyoterapi Fiziği Programı Yüksek Lisans Tez ANKARA 2015 3 T.C. HACETTEPE ÜNĠVERSĠTESĠ SAĞLIK BĠLĠMLERĠ ENSTĠTÜSÜ VÜCUT ĠÇERĠSĠNDEKĠ DOKU EġDEĞERĠ OLMAYAN ĠMPLANT MATERYALLERĠNĠN YOĞUNLUK AYARLI RADYOTERAPĠ VE STEREOTAKTĠK RADYOCERRAHĠ TEDAVĠLERĠNDE DOZ DAĞILIMINA ETKĠSĠNĠN ĠNCELENMESĠ Mahmut Serdar ġĠġECĠOĞLU TEZ DANIġMANI Prof. Dr. Ferah YILDIZ Radyoterapi Fiziği Programı Yüksek Lisans Tez ANKARA 2015 iv TEġEKKÜR Bana nitelikli bir lisansüstü eğitimi alma imkanı sunan Hacettepe Üniversitesi Radyasyon Onkolojisi Anabilim Dalı BaĢkanı Sayın Prof.Dr. Gökhan ÖZYĠĞĠT‟ e Bilimsel anlamda yetiĢmemde çok büyük katkıları olan Anabilim Dalı‟ ndaki tüm hocalarıma Tez çalıĢmam sırasında büyük bir özenle bana yardımcı olan ve benden maddi manevi desteğini esirgemeyen çok sevgili ve saygıdeğer hocam Prof. Dr. Ferah YILDIZ‟ a Radyoterapi ile tanıĢmama vesile olan ve yüksek lisans eğitimimin tüm aĢamalarında bana destek olan çok kıymetli abim Ali Doğan‟a Yüksek lisans tezimin hazırlanmasından tamamlanmasına kadar tüm aĢamalarında çok büyük emeği olan ve tez çalıĢmam esnasında bana bilgileriyle ve abiliğiyle destek olan Talip YOLCU‟ ya Eğitim ve iĢ hayatımın yanı sıra aynı evi paylaĢtığım, birçok sevinci ve üzüntüyü beraber yaĢadığım sevgili arkdaĢım Ahmet Fatih YÜREKLĠ‟ ye ÇalıĢma hayatımda bana yol gösteren ve ablalık yapan sayın Dr. Eda KÜÇÜKTÜLÜ‟ ye Tez çalıĢmam esnasında teknik birikimlerini benimle paylaĢan Demet YILDIZ, Fatih BĠLTEKĠN, Hüseyin KIVANÇ ve Fizik Departmanı „nda görevli tüm fizikçi arkadaĢlarıma Eğitimim ve geleceğim için büyük fedakârlıklarda bulunan sevgili aileme ve adlarını yazamadığım tüm sevdiklerime sonsuz teĢekkürlerimi sunarım v ÖZET ġĠġECĠOĞLU M.S. Vücut içerisindeki doku eĢdeğeri olmayan implant materyallerinin yoğunluk ayarlı radyoterapi ve stereotaktik radyocerrahi tedavilerinde doz dağılımına etkisinin incelenmesi. Hacettepe Üniversitesi Sağlık Bilimleri Enstitüsü Radyoterapi Fiziği Programı Yüksek Lisans Tezi, Ankara, 2015. Vücut içerisine çeĢitli nedenlerle yerleĢtirilen implant ve dolgu maddelerine bağlı doz belirsizlikleri olabilmektedir. OluĢan bu doz belirsizlikleri, tedavi planlama sistemleri tarafından tam doğru olarak tahmin edilememektedir. Bu çalıĢmada harici materyallerden kaynaklı doz belirsizliklerinin saptanması ve tedavi planlama sistemlerinin (TPS) bu belirsizlikleri tahmin etmekteki baĢarısı incelenmiĢtir. Bu amaçla implant ve dolgu materyali olarak sıkça kullanılan Ti-6A14V (TI), CoCrMo (CO) ve Kompozit Dolgu (KD) materyallerinden 3x3x1 cm boyutlarında numuneler hazırlandı. Bu numuneler, insan vücuduna eĢdeğer kabul edilen RW3 katı fantom içerisine yerleĢtirilerek CyberKnife (Accuray Inc.,Sunnyvale,CA,USA) (CK) ve Novalis (Brainlab AG) sistemlerinde standart radyasyon demetleri ile tedavi planlamaları hazırlandı. Fantom içerisindeki materyaller hazırlanan bu planlamalara göre ıĢınlandı. IĢınlama esnasında numune materyallerinin çevresinde nokta doz ölçümleri yapıldı. Elde edilen bu değerler fantomların tedavi planlamalarında aynı noktalardaki doz değerleriyle karĢılaĢtırıldı. Materyallerin 0,5 cm üzerinde ve 0,5 cm altında yapılan ölçümlerde iyon odası ölçüm değerleriyle planlama sistemi verileri arasında dikkate değer farklar gözlendi. Novalis cihazı ile yapılan ıĢınlamalarda materyallerin 0,5 cm üzerinde yapılan iyon odası ölçümlerinin aynı noktadaki planlama değerleriyle %8±0,01‟e varan oranda farklılık gösterdiği saptandı. Materyalin 0,5 cm altındaki iyon odası ölçümlerinin aynı noktadaki planlama değerleriyle %6±0,01 oranında farklılık gösterdiği saptandı. CK cihazı ile yapılan ıĢınlamalarda materyallerin 0,5 cm üzerinde iyon odası ölçüm değerlerinin aynı noktadaki planlama değerleriyle %10±0,03‟e varan oranlarda farlılık gösterdiği görüldü. Materyallerin 0,5 cm altında yapılan iyon odası ölçüm değerlerinin aynı noktadaki planlama değerleriyle %11±0,03 e varan oranlarda farklılık gösterdiği görüldü. Lateral ölçümlerde ise her iki cihazda da planlama ile anlamlı farklılık olmadığı görüldü. Novalis cihazında yapılan profil ölçümlerinde ise CO, TI ve KD materyallerinin radyasyon demetini sırasıyla %19, %10 ve %3,2 oranında zayıflattığı görüldü. Tüm bu veriler dikkate alındığında tedavi planlama sistemlerinin harici materyallerden kaynaklı doz belirsizliklerini tam doğru olarak tahmin edemediği görülmektedir. Bu durum hastaların tedavisinde tümöral dokulara gereğinden az doz verilmesine veya çevre kritik organların daha fazla doz almasına sebep olabilmektedir. Vücudunda implant ve dolgu materyali bulunan hastaların tedavisinde bu farklılıklar göz önünde bulundurulmalıdır Anahtar Kelimeler: Ġmplant materyalleri, Stereotaktik radyocerrahi, Yoğunluk ayarlı radyoterapi, doz dağılımı vi ABSTRACT ġĠġECĠOĞLU M.S. Evaluation of the impact of non tissue equivalent implant and filling materials on the dose distribution of intensity modulated radiotherapy and stereotactic radiosurgery. Hacettepe University Institue of Health Sciences, Msc. Thesis in Radiotherapy Physics Program, Ankara, 2015. Several cancer patients, who have implant and filling material in their body, are treated with radiotherapy and those materials may cause dosimetric uncertainities during treatment which may not be estimated accurately by treatment planning systems(TPS). In this study we tried to evaluate those uncertainties caused by implant and filling materials, and also to assess the accuracy of the treatment planning systems in estimating those uncertainities. For this purpose we placed Ti6A1-4V (TI), CoCrMo (CO) and composite filling material (KD) into the RW3 solid phantom. Treatment plannings using CyberKnife (Accuray Inc.,Sunnyvale,CA,USA) and Novalis (Brainlab AG) systems were made using standart radiation beams and the phantoms were irradiated accordingly. Point doses were measured with ionization chambers placed certain distances below and on the top of the implant material. In addition, dose profiles obtained from ionization chambers were compared with the dose profiles obtained from TPSs. The point doses at 0,5 cm above and 0,5 cm under the materials showed remarkable differences between the ionization chamber measurements and TPS values. In Novalis system the difference between the measured point doses 0,5 cm above the materials obtined from ionization chambers and the calculated values in TPS was up to 8±0,01% This difference was up to 6±0,01% when the ionization chamber was placed 0,5 cm under the materials. In CK system, on the other hand, this difference was up to 10±0,03% as ionization chamber was put 0,5 cm above the materials. This difference was up to 11±0,03% when ionization chamber was put 0,5 cm under the materials. However, ionization chamber and TPS values did not show remarkable differences in the lateral sides of the materials. The dose profile measurements with Novalis system showed that CO, TI and KD materials attenuated the radiation beam about 19%, 10% and 3,2% respectively. These results demostrated that TPSs do not estimate dosimetric uncertainities accurately when there is an implant or filling materials on the path of the photon beams. This failure may result underdosage in tumor tissues or overdosage in the surrounding healthy tissues. Underdosage in tumoral tissues may decrease local control rates and overdosage in surrounding healthy tissues may result in severe complications. These point dose and dose profile differences should be taken into consideration during treatment plannings. Keywords: Implant materials, Stereotactic radiosurgery, Intensity modulated radiotherapy, Dose distribution vii ĠÇĠNDEKĠLER Sayfa ONAY SAYFASI iii TEġEKKÜR iv ÖZET v ABSTRACT vi ĠÇĠNDEKĠLER vii SĠMGELER VE KISALTMALAR ix ġEKĠLLER x TABLOLAR xiii 1. GĠRĠġ 1 2. GENEL BĠLGĠLER 3 2.1. Radyoterapi 3 2.2. Stereotaktik Radyocerrahi 3 2.3. Yoğunluk Ayarlı Radyoterapi (YART) 7 2.4. Tedavi Planlama Algoritmaları 8 2.4.1. Monte Carlo Metodu 9 2.4.2. Analytical Anisotropic Algorithm (AAA) Metodu 10 2.4.3. Kalem Demet (Pencil Beam) Metodu 11 2.5. Yüksek Teknoloji RT‟de (YART, SRC/SRT) Kalite Kontrol 14 2.5.1. Kliniğimizde CyberKnife SRC-SRT Cihazı Ġçin Hastaya Özel Uygulanan Kalite Kontrol Programı 14 2.5.2. Kliniğimizde Novalis Brainlab Cihazı Ġçin Uygulanan Hastaya Özel Kalite Kontrol Programı 15 2.6. Ġmplant ve Dolgular 16 2.7. Harici Materyallerin Radyasyonla EtkileĢmesi 21 3. GEREÇ ve YÖNTEM 24 3.1. CyberKnife Sistemi 24 3.2. Novalis Sistemi 28 3.3. RW3 Katı Fantom 31 3.4. PinPoint 31015 Ġyon Odası 32 3.5. Seven29 2D Array Ġyon Odası 32 viii Sayfa 3.6. 3x3x1 cm Ti-6A1-4V Cerrahi Ġmplant Materyali (TI) 33 3.7. 3x3x1 cm CoCrMo Cerrahi Ġmplant Materyali (CO) 33 3.8. 3x3x1 cm Kompozit Dolgu Materyali (KD) 34 3.9. YÖNTEM 35 3.9.1. Brainlab Novalis Cihazında Yapılan Ölçümler 36 3.9.2. CyberKnife Cihazında Yapılan Ölçümler 37 3.9.3. Nokta Doz Ölçümü Hesaplanması 39 3.9.4. Profil Ölçümleri 40 4. SONUÇLAR 42 4.1. Novalis Cihazında Yapılan Nokta Doz Ölçümleri 42 4.1.1. Novalis Cihazında CO Materyali ile Yapılan Nokta Doz ölçümleri 42 4.1.2. Novalis Cihazında TI Materyali ile Yapılan Nokta Doz Ölçümleri 43 4.1.3. Novalis Cihazında KD Materyali ile Yapılan Nokta Doz Ölçümleri 44 4.2. CyberKnife Cihazında Yapılan Nokta Doz Ölçümleri 45 4.2.1. CyberKnife Cihazında CO Materyali ile Yapılan Nokta Doz ölçümleri 45 4.2.2. CyberKnife Cihazında TI Materyali ile Yapılan Nokta Doz Ölçümleri 46 4.2.3. CyberKnife Cihazında KD Materyali ile Yapılan Nokta Doz Ölçümleri 47 4.3. Dozimetrik Yüzde Farkların Cihazlara Göre KarĢılaĢtırılması 48 4.4. Dozimetrik Yüzde Farkların Materyallere Göre KarĢılaĢtırılması 50 4.5. Profil Ölçümleri 51 5. TARTIġMA 53 6. SONUÇLAR ve ÖNERĠLER 61 KAYNAKLAR 64 EKLER Ek 1. Novalis Cihazında Yapılan Profil Ölçümleri ix SĠMGELER VE KISALTMALAR BT Bilgisayarlı tomografi cGy cantigray Ci Curie CK CyberKnife CO Kobat kromyum molibdenyum cerrahi implant materyali ÇYK Çok yapraklı kolimatör DRR Digitially reconstructed radiograph DVH Doz hacim histogramı Gy gray HU Hounsfield Unit KCM Kaynak cilt mesafesi KD Kompozit dolgu materyali KK Kalite Kontrol kV KiloVolt LĠNAK Lineer hızlandırıcı MC Monte carlo MRG Manyetik rezonans görüntüleme MU Monitor unit MV Milyon volt RT Radyoterapi SRC Stereotaktik radyocerrahi SRT Stereotaktik radyoterapi TI Titanyum Aluminyum Vanadyum cerrahi implant materyali TPS Tedavi planlama sistemi 3BRT Üç boyutlu konformal radyoterapi YART Yoğunluk ayarlı radyoterapi YDD Yüzde derin doz x ġEKĠLLER ġekil Sayfa 2.1. GammaKnife SRC, SRT cihazı 4 2.2. Konvansiyonel LĠNAK‟ların SRC, SRT uygulamalarında kullanımı 5 2.3. Tomoterapi cihazı 5 2.4. CyberKnife SRC, SRT cihazı 6 2.5. Monte carlo algoritmasında parçacığın uzaysal fazda 6 boyutlu olarak tanımlanması 2.6. Doz çekirdeği (Kernel) 2.7 Radyasyon demetine çakıĢtırma (Superposition) ve uyarlama 9 11 (Convolution) iĢleminin uygulanması 12 2.8. ÇakıĢtırma uyarlama yönteminin gösterimi 13 2.9. Baby Blue fantom 14 2.10. Seven29 2D array ölçüm cihazı 15 2.11. Verisoft programında iki boyutlu gama analizi 16 2.12. Harici materyal bulunması durumunda görüntüde oluĢan belirsizlikler 22 2.13. Foton madde etkileĢimlerinin enerji ve atom numarasına göre değiĢimi 22 3.1. CyberKnife tedavi uygulama ünitesi 24 3.2. 6D skull izleme yöntemi 25 3.3 Mesh matriksi 26 3.4. X-Sight omurga izleme yöntemi 26 3.5. Fidüsiyel izleme yöntemi 27 3.6. X-Sight akciğer izleme yöntemi 28 3.6. Brainlab Novalis tedavi uygulama ünitesi 29 3.8. Brainlab Novalis Cihazına ait mikroÇYK dizilimi 30 3.9. iPlan planlama sistemi görünümü 31 3.10. RW3 katı fantom 31 3.11. Pinpoint iyon odası 32 3.12. Seven29 2D array iyon odası 32 3.13. 30x30x10 mm boyutlu Ti-6A1-4V cerrahi implant materyali 33 3.14. 30x30x10 mm boyutlu Co-Cr-Mo cerrahi implant materyali 34 xi ġekil Sayfa 3.15. 30x30x10 mm boyutlu kompozit dolgu materyali 35 3.16. Ölçüm için özel olarak hazırlanmıĢ RW3 katı fantom 35 3.17. Fantomun BT simülasyonunun yapılması 36 3.18. Novalis sistemindeki ölçümün set-up görüntüsü 37 3.19. Brainlab Novalis sisteminde nokta doz değerlerinin planlamadan okunması 37 3.20. CyberKnife sistemindeki ölçümün set-up görüntüsü 38 3.21. CyberKnife sisteminde nokta doz değerlerinin planlamadan okunması 39 3.22. Brainlab Novalis cihazında implant materyalleri ile profil ölçümleri yapılması 4.1 41 Novalis cihazında CO materyali ile yapılan ölçüm sonuçlarının grafikte gösterimi 43 4.2. Novalis cihazında TI materyali ile yapılan ölçüm sonuçları 44 4.3. Novalis cihazında KD materyali ile yapılan ölçüm sonuçlarının grafikte gösterimi 4.4. CK cihazında CO materyali ile yapılan ölçüm sonuçlarının grafikte gösterimi 4.5. 50 Novalis cihazında yapılan ölçümlerde CO, TI ve KD materyallerinin yüzde fark değerlerinin karĢılaĢtırılması 4. 11. 49 KD materyali ile yapılan ölçümlerde Novalis Cihazı ile CK cihazının yüzde fark değerlerinin karĢılaĢtırılması 4.10. 49 TI materyali ile yapılan ölçümlerde Novalis Cihazı ile CK cihazının yüzde fark değerlerinin karĢılaĢtırılması 4.9. 48 CO materyali ile yapılan ölçümlerde novalis cihazı ile CK cihazının Yüzde fark değerlerinin karĢılaĢtırılması 4.8. 47 CK cihazında KD materyali ile yapılan ölçüm sonuçlarının grafikte gösterimi 4.7. 46 CK cihazında TI materyali ile yapılan ölçüm sonuçlarının grafikte gösterimi 4.6. 45 51 CyberKnife cihazında yapılan ölçümlerde CO, TI ve KD materyallerinin yüzde fark değerlerinin karĢılaĢtırılması 51 xii ġekil 4.12. Sayfa Novalis cihazında CO, TI ve KD materyalleri kullanılarak yapılan profil ölçümleri 52 xiii TABLOLAR Tablo Sayfa 2.1. Dur ve ıĢınla YART(Step and Shoot) ve dinamik YART karĢılaĢtırması 8 2.2 Ġmplant materyallerinin vücütta Kullanım bölgeleri ve kullanım amaçları 20 4.1. Novalis cihazında CO materyali ile yapılan ölçüm sonuçları 42 4.2. Novalis cihazında TI Materyali ile yapılan ölçüm sonuçları 43 4.3. Novalis cihazında KD materyali ile yapılan ölçüm sonuçları 44 4.4. CK cihazında CO materyali ile yapılan ölçüm sonuçları 45 4.5 CK cihazında TI materyali ile yapılan ölçüm sonuçları 46 4.6. CK cihazında KD materyali ile yapılan ölçüm sonuçları 47 1 1. GĠRĠġ Radyoterapi (RT), günümüzde kanser tedavilerindeki etkili yöntemlerden birisidir. RT‟de tümöre etkin doz verirken çevre kritik organlara ve sağlıklı dokulara minimum doz verilmesi amaçlanır. Bunun için hastaya verilen dozun dağılımının uygun olması ve ayrıntılı doz hesaplamasının yapılması gerekir. Bu amaçla birçok algoritma ve bilgisayar yazılımı geliĢtirilmiĢtir. Böylece doz hesaplamaları daha hızlı ve güvenilir bir Ģekilde yapılabilmektedir. Son yıllarda yeni cihaz teknolojilerinin geliĢtirilmesiyle Yoğunluk Ayarlı Radyoterapi (YART) ve Stereotaktik Radyocerrahi (SRC) gibi kompleks tedavi yöntemleri uygulanmaya baĢlanmıĢ, lokal kontrolde artıĢ ve çevre kritik organların aldığı dozların düĢürülmesi ile komplikasyon oranlarında ciddi azalma sağlanmıĢtır. Özellikle YART ve SRC gibi kompleks yöntemlerde doz hesaplamaları tamamen bilgisayarlı hesaplama algoritmaları tarafından yapılmaktadır. Bu algoritmalarda doz hesabını etkileyen yoğunluk değerleri, radyasyon özellikleri, hasta anatomisi gibi tüm parametreler ayrıntılı olarak tanıtılır ve bu parametreler göz önünde bulundurularak optimum doz dağılımıyla tedavi verilmesi amaçlanır. Hesaplama algoritmalarının dozimetrik hesaplamalarında en belirleyici etken, radyasyonla etkileĢen ortamın fiziksel özellikleridir. Ortamdaki materyallerin radyasyonla etkileĢimini belirleyen farklı özellikleri vardır. Bunlar, kütle azalım etkinliği, kütle soğurma etkinliği, elektron kütle durdurma gücü, açısal saçma gücü olarak sıralanabilir (1). Megavoltaj tedavilerde insan vücudundaki kemik, kas ve yağ dokularının bu özellikler bakımından özdeĢ davrandığı bilinmektedir. Ġnsan vücudundaki bu dokularla aynı davranıĢı gösteren materyallere ise doku eĢdeğeri materyaller denir. Doku eĢdeğeri materyaller, insan vücudunu simüle ettiği düĢünülerek RT‟deki birçok ölçümde kullanılırlar. RT doz hesaplamalarında karĢılaĢılan önemli bir problem, vücuttaki farklı fiziksel özellik taĢıyan materyallerdir. Bunlar genelde vücuda harici olarak yerleĢtirilen implant ve dolgu materyalleridir. Yüksek yoğunluklu bir madde düĢük yoğunluklu doku ile çevrelendiği için doku eĢdeğeri olmayan bu materyaller karıĢıklığa neden olmakta ve doz hesaplamalarında belirsizliklere sebep olmaktadır (4,9,14,17,25,32). Bu belirsizliklerin nedenlerinden biri hasta görüntüsünün elde edildiği Bilgisayarlı Tomografi (BT) simülasyonda materyal boyutlarının tam olarak 2 belirlenememesidir (5,6). Ayrıca bu materyallerin yüksek atom numarası nedeniyle radyasyonla etkileĢimleri farklı olmaktadır. Bu farklılık, materyallerle materyali çevreleyen doku arasında geri saçılmalara neden olmaktadır (12,22). Materyallerin geometrik yapısının demet diverjansına uyumsuz olmasından dolayı oluĢan gölge etkisi ise homojen olmayan demet zayıflamasına neden olmaktadır(24). Tüm bu etmenler, tedavi planlama algoritmalarında hesaplama belirsizliklerine neden olmaktadır. Hesaplama belirsizlikleri, hastaya öngörülenden daha fazla veya daha az tedavi dozu verilmesine neden olmaktadır (27,43,44,45). Hastaya öngörülenden daha az doz verilmesi lokal kontrolde düĢüĢe ve hastalığın tekrar nüksetmesine sebep olabilir(7,18,22). Hastaya öngörülenden daha fazla doz verilmesi ise sağlıklı dokularda komplikasyon oluĢmasına sebep olabilir (7,11,18,23,26,29). Bu tez çalıĢmasında vücuda harici olarak yerleĢtirilen implant ve dolgu materyallerinin doz hesaplamalarında ne kadar belirsizlik oluĢturduğu deneysel olarak belirlenmeye çalıĢılacaktır. Bu amaçla hasta vücudu katı fantomlarla simüle edilecek ve bu fantoma yerleĢtirilen implant ve dolgu materyallerinin çevresinde harici ölçüm ekipmanlarıyla ölçümler yapılacaktır. Bu ölçümler tedavi planlama sistemlerinin (TPS) öngördüğü doz değerleriyle karĢılaĢtırılacak ve TPS‟lerin harici implant ve dolgu materyallerinden kaynaklı belirsizliği ne kadar tahmin edebildiği araĢtırılacaktır. 3 2. GENEL BĠLGĠLER 2.1. Radyoterapi RT, cerrahi ve kemoterapi ile beraber kanser tedavisinde uygulanan temel tedavi yöntemlerinden birisidir. Wilhelm Conrad Röntgen‟in X-ıĢınlarını keĢfetmesinden hemen sonra uygulanmaya baĢlamıĢtır ve yüzyılı aĢkın bir geçmiĢe sahiptir. RT‟de genelde yüksek enerjili foton ve elektron demetleri kullanılır. Çevre normal dokular korunarak kanser dokusunun yok edilmesi hedeflenir. Günümüzde özellikle bilgisayar teknolojisinin geliĢmesiyle doz hesaplamaları daha hızlı ve doğru bir biçimde yapılabilmekte ve yüksek teknolojiye sahip cihazlarla hedefe yönelik, baĢarı oranı yüksek tedaviler uygulanabilmektedir. Bu Ģekilde kanser dokusuna daha yüksek radyasyon dozu verilirken çevre kritik organlar daha iyi korunabilmektedir. RT, temel olarak görüntüleme, tedavi planlaması ve tedavinin uygulaması aĢamalarından oluĢur. Görüntüleme ile hastanın anatomik yapısı ayrıntılı olarak bilgisayar sistemine aktarılır. Tedavi planlamada hedef hacimler ve korunması gereken kritik organlar belirlenir, hedef hacimlerin planlanan dozu alacağı kritik organların ise en iyi Ģekilde korunacağı tedavi planlaması yapılır ve bu planlamalar bilgisayar sistemleri yardımıyla tedavi cihazına aktarıldıktan sonra radyasyon tedavisi titiz bir Ģekilde hastaya uygulanır. RT de en son geliĢmelerden YART ve SRC ile daha etkin ve daha güvenilir tedavi uygulanırken tedavinin kalite kontrolü daha büyük önem kazanmıĢtır. Mekanik ve dozimetrik kalite kontrollerin artması, yüksek kalitede görüntüleme gereksinimi ve hastanın tedavi boyunca izlenmesi, daha iyi immobilizasyon mutlaka yapılması gereken uygulamalardır 2.2. Stereotaktik Radyocerrahi Stereotaksi, kelime anlamı olarak üç boyutlu dokunma demektir. Stereotaksi, radyoterapi literatüründe ise hedef hacmin referans noktalar yardımıyla uzayda üç boyutlu olarak konumlandırılması olarak tanımlanır. SRC uzayda stereotaktik olarak iĢaretlenmiĢ hedef hacme tek fraksiyonda yüksek dozlar uygulanan tedavi Ģeklidir. Stereotaktik tedavinin hastaya birden fazla fraksiyonda uygulanması ise stereotaktik 4 radyoterapi (SRT) olarak adlandırılır. Günümüzde SRC ve SRT‟de kullanılan cihazları Ģu Ģekilde sıralayabiliriz. GammaKnife Cihazı: GammaKnife cihazı, SRC ve SRT için ilk olarak geliĢtirilen ve kullanılan cihazdır. 1951 yılında beyin cerrahı Lars Leksell tarafından geliĢtirilmiĢtir. Sadece SRC ve SRT tedavileri için geliĢtirilen bir cihazdır. Ġkiyüzbir adet Kobalt 60 (Co-60) kaynağının yarım küre Ģeklinde tasarlanmasıyla elde edilmiĢtir. Kaynakların yarıçapları 1 mm olup kaynakla lokal nokta arası mesafe 40.3 cm‟dir. Her bir kaynağın aktivitesi 30 curie (Ci)‟dir. GammaKnife cihazı, kafa içi lezyonların tedavisinde kullanılmakta olup kullanımı çok kolay olan bir cihazdır. Hasta sabitlemesi için çerçeve (frame) adı verilen aparatlar kullanılır. GammaKnife cihazının en büyük dezavantajı, kaynak değiĢim maliyetinin yüksek olmasıdır. ġekil 2.1. GammaKnife SRC, SRT cihazı Konvansiyonel Linear Hızlandırıcılar (LĠNAK): Konvansiyonel RT‟de kullanılan LĠNAK‟lar, cihaz kafasına kon (cone) olarak adlandırılan ikincil kolimatörlerin yerleĢtirilmesiyle SRC ve SRT tedavilerinde kullanılabilirler. EĢ düzlemli olmayan bu tedavilerde birden fazla izomerkez bulunur ve her izomerkez için 4-5 adet ark kullanılır. Hastanın anatomik bilgileri BT görüntülerinden elde edilir ve bu görüntüler üzerinden planlamalar yapılır. Hasta sabitlemesi için çerçeve (frame) kullanımı gerekebilir 5 ġekil 2.2. Konvansiyonel LĠNAK‟ların SRC, SRT uygulamalarında kullanımı Tomoterapi Cihazı: Tomoterapi cihazı, üç boyutlu konformal radyoterapi (3BKRT) ve YART yanında SRC ve SRT tedavileri yapabilen modern cihazlardan biridir. Ġkili (binary) yapraklara (leaf) sahip olan cihaz hareketli masası sayesinde helikal tedaviye olanak sağlamaktadır. Üstün özellikleri sayesinde keskin doz düĢüĢü sağlayan cihaz özellikle kafa içi lezyonların SRC ve SRT ile tedavisinde kullanılabilmektedir. ġekil 2.3. Tomoterapi cihazı CyberKnife® Cihazı: CyberKnife® cihazı (CK), GammaKnife gibi sadece SRC ve SRT tedavileri için geliĢtirilmiĢ ileri teknoloji içeren bir cihazdır. Tedavi esnasında tümörün izlenmesine de olanak sağlayan cihaz, kafa içi lezyonların yanı sıra gövde yerleĢimli tümörlerin tedavisinde de kullanılabilmektedir. Altı milyon volt 6 (MV) enerjili LĠNAK kafasının robotik kola eklenmesiyle geliĢtirilen CK, tümöral dokuya birçok noktadan radyasyon demeti gönderme imkanı sunmaktadır. Tedavi kafasına yerleĢtirilen 5-60 mm çaplarındaki konlar, radyasyon demetini Ģekillendirerek keskin doz düĢüĢü sağlamaktadır. ġekil 2.4.CyberKnife SRC, SRT cihazı SRC ve SRT uygulamalarında yüksek fraksiyon dozları farklı bir radyobiyolojik mekanizmayla tümörün yok edilmesine olanak sağlar. Ablatif etki olarak tanımlanan bu mekanizmayla tümör konvansiyonel RT‟deki gibi sadece DNA hasarıyla değil bunun yanında dokunun vasküler yapılarına verilen hasarla etksiz hale getirilir (47). Ancak hedef bölgeden daha fazla hacimde ablatif etki meydana gelirse, çevre sağlıklı dokularda toksik etki oluĢabilir. Dolayısıyla bu tedavinin yüksek bir pozisyon doğruluğuyla hastaya uygulanması gerekir. Fiziksel ve radyobiyolojik kısıtlamalar dikkate alındığında ideal tedavi uygulanabilecek lezyonun büyüklüğü maksimum 4 cm olarak belirlenmiĢtir(48). AAPM TG 51(American Assosiation of Physicsts in Medicine Task Group 51)‟e göre stereotaktik radyocerrahinin uygulanabilmesi için 1 mm‟lik pozisyon doğruluğunun sağlanması gerekir. Bu amaçla GammaKnife ve konvansiyonel LINAK‟larda çerçeve yardımıyla hastanın immobilizasyonu sağlanmaya çalıĢılmıĢtır. Ancak çerçeve uygulaması sadece kafa içi lezyonlarla sınırlıdır ve hasta konforu bakımından farksiyone tedavilere uygun değildir. Bu sebeple modern 7 cihazlarda pozisyon doğruluğunu sağlamak için tümör izleme ve senkronizasyon mekanizmaları geliĢtirilmiĢtir. SRC ve SRT‟nin güvenli bir Ģekilde uygulanması için izlenmesi gereken iĢlem sırası Ģu Ģekilde özetlenebilir: 1- Hastanın immobilizasyonunun sağlanması 2- Tedavi edilecek bölgenin lokalizasyonunun güvenli olarak belirlenmesi 3- Hedef dokuya yeterli dozda radyasyon verilmesi 4- Hedefi çevreleyen sağlıklı dokunun korunması 5- Tedavi esnasında lezyonun izlenmesi 2.3. Yoğunluk Ayarlı Radyoterapi (YART) YART, yoğunluğu homojen olmayan ıĢın demetleri kullanılarak uygulanan bir tedavi yöntemidir. YART‟da amaç, kompleks Ģekildeki tümör hacimleri için daha konformal doz dağılımı sağlayabilmektir. Bunun yanında tümöre daha yüksek radyasyon dozu verilmesi ve çevre sağlıklı organlarda daha iyi doz düĢüĢü amaçlanır. Bu yüzden YART‟da yoğunluğu değiĢen çok sayıdaki radyasyon demeti kullanılır. YART‟da ıĢın yoğunluklarını değiĢtirebilmek için çeĢitli yöntemler uygulanmaktadır. GeçmiĢte kama (wedge), filtre ve kompansatörlerle kontur düzensizliklerine karĢı radyasyon demetinin yoğunluğu ayarlanmıĢtır. Günümüzde ise son teknoloji cihazların geliĢtirilmesiyle radyasyon demetinin yoğunluğu çok yapraklı kolimatörlerle (ÇYK) ve bu aparatları kontrol eden bilgisayar programlarıyla ayarlanmaktadır. Bu sistem sayesinde tedavi alanı birçok alt segmente bölünebilmekte ve bu segmentlerin demet yoğunluğu tedavi gerekliliklerine uygun olarak ayarlanabilmektedir(1). YART‟ı ileri planlamalı YART ve ters planlamalı YART olmak üzere ikiye ayırmak mümkündür. Ġleri planlamalı YART‟da radyasyon demetlerinin ve bu demetlere ait alt segmentlerin özellikleri istenilen doz dağılımına göre önceden belirlenir. Radyasyon demetleri ve alt segmentler, tedavi planlama sistemine tanıtıldıktan sonra sisteme gerekli hesaplamalar yaptırılır ve oluĢan doz dağılımı incelenir. Doz dağılımını optimum hale getirmek amacıyla tedavi alanları ve alt segmentlerde gerekli 8 değĢiklikler yapılır ve optimum doz dağılımı elde edilmeye çalıĢılır. Alan içi alan, kama ve filtre kullanımı ileri planlamalı YART‟da en sık tercih edilen yöntemlerdir. Ters planlamalı YART‟da ise sisteme tedavi gerekliliklerine göre sınırlamalar girilmekte ve sistem bu komutlar dahilinde gerekli ayarlamaları (yaprak hareketleri, segment sayısı, segment yoğunlukları, gantri dönüĢ hızı v.b.) yapmaktadır. Ters planlamalı YART uygulamalarını dinamik YART ve “Adımla ve ġutla” (Step and Shoot) YART olarak sınıflandırmak mümkündür. Dinamik YART‟da tedavi için ıĢın gönderilirken yapraklar (ÇYK) hareket halindedir. “Adımla ve ġutla” YART‟da ise tedavi alanının alt segmentleri yapraklar yardımıyla belirlendikten sonra ıĢınlama yapılır. Cihaz tedavi için ıĢın verirken yapraklar hareket etmez. Bu iki uygulamanın birbirlerine göre avantajlı ve dezavantajlı yönleri Tablo 2.1‟de gösterilmiĢtir. Tablo 2.1. Dur ve ıĢınla YART(Step and Shoot) ve dinamik YART karĢılaĢtırması ADIMLA ve ġUTLA (STEP AND SHOOT YART) Konvansiyonel teknikten bir adım daha ileri Tedavi süresi göreceli olarak daha Uzun DĠNAMĠK YART Daha kompleks Tedavi süresi daha kısa Verifikasyon daha kolay Verifikasyon kompleks Transmisyon ve penumbra etkisi genelde düzeltilmez Transmisyon ve penumbra etkisi düzeltilebilir Günümüzde en sık kullanılan yöntem, dinamik YART yöntemidir. Son olarak geliĢtirilen Tomoterapi ve Rapidark gibi teknolojilerde masa hareketi ve gantri dönüĢü gibi parametreler optimizasyon sistemine dahil edilmiĢtir. Böylece daha konformal tedavilerin yapılması mümkün hale gelmiĢtir. 2.4. Tedavi Planlama Algoritmaları Algoritma, herhangi bir problemi belirli adım sayısında çözme anlamına gelmektedir. Tedavi planlama sistemlerinde bu çözme iĢlemi bilgisayarlarda gerçekleĢtirilmektedir. Tedavi planlama algoritmaları, planlama ile ilgili bize birçok çözüm sunar. Bunlar: 9 Monitor Unit Hesaplanması Ġzodoz Dağılımları Doz Hacim Histogramı (DVH) oluĢturulması Doz Optimizasyonu Digitally Recontructed Radiographs(DRR) oluĢturulması Hesaplamalar, düzeltmeler ölçülmüĢ derinlikle veriler üzerinden oluĢan azalım etkisine yapılır. Hasta üzerindeki göre algoritmalarında çözümler farklı metotlarla oluĢturulur. yapılır. Hesaplama Bunlar sırası ile Monte Carlo metodu, Anisotropic Analytical Algorithm (AAA) metodu ve Kalem Demet (Pencil Beam) metodu olarak adlandırılmaktadır. 2.4.1. Monte Carlo Metodu Monte Carlo metodu, doz hesaplamaları için günümüzde kullanılan en doğru ve en güvenilir yöntemdir. Ancak uzun hesaplama zamanı ve yüksek maliyeti nedeniyle günümüzde kullanımı sınırlıdır (31). Bu sistemde milyonlarca foton ve ikincil elektronun fiziksel etkileĢimlere göre izleyeceği yollar belirlenir. Rastgele üretilen 0 veya 1 sayılarıyla foton veya elektronun izleyeceği muhtemel yol belirlenir. Parçacığın konumu 6 boyutlu olarak karakterize edilir. Fiziksel etkileĢim mekanizmaları belirlenir. (Fotoelektrik olay, Kompton Olayı). Tüm etmenler rasgele sayı üreteci ile skorlanarak parçacığın izleyeceği yol hesaplanır. ġekil 2.5. Monte carlo algoritmasında parçacığın uzaysal fazda 6 boyutlu olarak tanımlanması 10 Monte carlo simülasyonunda bir parçacığın taĢınımının modellenmesi basit bir Ģekilde tarif edilirse: Kuramsal parçacığın içinde bulunduğu ortamla fotoelektrik olay ve compton olayı olmak üzere iki Ģekilde etkileĢimde bulunduğunu kabul edersek. Ġlk önce etkileĢim olasılıkları belirlenir: ∑ =∑ +∑ EtkileĢim mesafesini belirlemek için rasgele sayılar RN((0,1]) belirlenir: X= -ln(RN)/ ∑ (cm) BaĢka bir rasgele sayı belirlenerek hangi etkileĢimin gerçekleĢeceği belirlenir: Fotelektrik etkileĢim olması durumunda: RN‟ = ∑ /∑ Diğer olasılıkta ise kompton etkileĢimi gerçekleĢir. EtkileĢimler sonucu oluĢan saçılmıĢ foton ve elektronların da enerji ve açı değerleri belirlenir. Monte Carlo simülasyonunda doz ve akı büyüklükleri skorlanır. Parçacık ilgi alanının dıĢına çıkana kadar (Hasta geometrisinden çıkma, parçacığın soğrulması ve parçacığın eĢik enerji değerinin altına düĢmesi) izlenir 2.4.2. Analytical Anisotropic Algorithm (AAA) Metodu AAA hesaplama algoritması, üç boyutlu bir kalem demet çakıĢtırma uyarlama (süperposition convolution) algoritmasıdır. AAA hesaplama algoritması, iki bileĢenden oluĢur. Birincisi konfigürasyon algoritması ikincisi ise gerçek doz hesaplama algoritmasıdır. Konfigürasyon algoritması tedavi ünitesi için tedavi demetini parçacık, akı ve enerjiye göre karakterize eder. Modelleme birincil foton kaynağı, ekstra fokal foton kaynağı ve elektron kontaminasyon kaynağından oluĢur. 11 Doz hesaplama algoritmasında ise vücut hacmi hesaplama matriksine göre üç boyutlu hücrelere (voksel) bölünür. Her hücre (voksel) için ortalama elektron yoğunluğu BT görüntülerinden hesaplanır. Daha sonra radyasyon demeti kesitleri hücrelerle çakıĢacak Ģekilde küçük demetçiklere (beamlet) bölünür. Her demetçik (beamlet) için doz üç kaynaktan gelen katkılar (birincil foton kaynağı, ekstra fokal foton kaynağı, elektron kontaminasyon kaynağı) toplanarak hesaplanır. 2.4.3. Kalem Demet (Pencil Beam) Metodu Kalem demet hesaplama yöntemi, hastaya verilen kolime edilmiĢ radyasyon demetini çok sayıdaki küçük kalem demetlerin (pencil beam) toplamı kabul eder. Tüm bu kalem demetler hastaya giriĢ yaptığı eksen doğrultusunda doz bırakırlar. Hastaya bırakılan doz, akı yoğunluğuna ve spektruma göre değiĢir. Küçük kalem demetlerin düzenlenmesi ve ağırlıklarının ayarlanması ÇYK‟lar, bloklar gibi demet Ģekillendiriciler tarafından yapılır. Tek bir kalem demet, hasta giriĢinde küçük bir boyuta sahiptir. Kalem demet, yüzeye çarptığında yüzey altında doz depolanır. Bu doz dağılımı, saçılan fotonlar ve soğrulan elektronlar tarafından oluĢturulur. GözyaĢı ya da armut diyebileceğimiz Ģekillerde oluĢan bu dağılım, doz çekirdeği (kernel) olarak adlandırılır. ġekil 2.6. Doz çekirdeği (Kernel) Doz çekirdeğini (kernel), kalem demet giriĢindeki her noktanın doz değerini belirleyen bir tablo olarak düĢünebiliriz. Hastanın hacmini hücrelere (voksel) böldüğümüzü düĢünürsek her kalem demetten gelen katkı toplam dozu bulmamızı sağlar. Bu hesaplama iĢlemi çakıĢtırma (süperposition) olarak adlandırılır. Tüm çekirdeklerin (kernel) aynı olduğu ve hasta yoğunluğunun değiĢmediği kabul edilirse 12 çakıĢtırma (superposition) iĢlemini hızlandırmak için Fourier dönüĢtürme uyarlama (transform convolution) yöntemi uygulanabilir. ġekil 2.7 Radyasyon demetine çakıĢtırma (Superposition) ve uyarlama (Convolution) iĢleminin uygulanması Konvolüsyon açıklaması: Gerçek hasta, farklı yapıdaki dokulara sahiptir. Anatominin farklı bölgelerinde değiĢik yoğunluktaki dokular bulunur (kemik, kas, yağ v.b.). Bu dokuların radyasyon azaltım etkisi de doğal olarak farklı olmaktadır. Kalem demetlere ait hesaplamalarda bu farkların dikkate alınması faydalı olur. BT görüntülerinden her hücrenin (voksel) yoğunluğu belirlenebilir. Her kalem demetin taĢıdığı doz miktarı, bu hücrelerin (voksel) yoğunluğuna göre ayarlanır. Bu ayarlamalar, tüm kalem demetlere uygulandıktan sonra çakıĢtırma (superposition) tekrar uygulanır ve böylece faklı dokular için düzeltme yapılmıĢ olur. Ama bu düzeltme doku farlılıklarından kaynaklı hesaplama hatalarını tamamen yok etmez. ÇalıĢmada kullandığımız CK ve Novalis Sistemleri, Pencil Beam algoritması ile hesaplama yapmaktadır. AAA ve kalem demet algoritmalarında kullanılan çakıĢtırma uyarlama iĢleminin matematiksel olarak ifadesi: D( ⃗) = = ∫ ψρ( ⃗´)A( ⃗ ∫Tρ( ⃗´)A( ⃗ ⃗⃗´)d3 ⃗´ ⃗⃗´) d3 ⃗´ 13 µ/ρ : Kütle azalım katsayısı ψp(r´) : birincil foton enerji akısı Tp( ⃗´) : birim kütlede depolanan toplam enerji A(r- r´) : konvolusyon kerneli (birincil fotonların etkileĢim bölgesinde saçılan fotonlar ve elektronlar tarafından oluĢturulan doz dağılım matriksi) Birincil EtkileĢim Bölgesi P: Dozun Depolandığı Bölge ġekil 2.8. ÇakıĢtırma uyarlama yönteminin gösterimi EĢitlik radyolojik mesafe için modifiye edildiği zaman ( mesafenin elektron yoğunluğu suya göre düzeltildiği zaman) denklem aĢağıdaki formatta olur. D( ⃗) = ∫Tρ ⃗ ⃗´)A( ⃗ ⃗ ⃗⃗ ⃗´)d3 ⃗´ ρr.r´: kaynak ile birincil fotonun etkileĢim bölgesi arasındaki radyolojik mesafenin uzunluğu ⃗ ⃗ ⃗⃗ ⃗ ): Birincil fotonun etkileĢim bölgesi ile doz depolanma noktası arasındaki mesafe Tρ ⃗ ⃗´) : radyolojik mesafede depolanan toplam enerji 14 2.5. Yüksek Teknoloji RT’de (YART, SRC/SRT) Kalite Kontrol Kalite kontrol (KK), özellikle YART ve SRC/SRT gibi modern tedavi yöntemlerinde önemli bir basamaktır. YART ve SRC/SRT gibi yöntemlerde tümöral dokuya yüksek radyasyon dozu verilirken hızlı doz düĢüĢleri ile çevre normal dokularda maksimum koruma sağlanmaktadır. Bu nedenle dozimetrik doğruluk çok önemlidir ve tedavilerin dozimetrik doğruluğunu test etmek ve iyileĢtirmek için birçok prosedür geliĢtirilmiĢtir. KK iĢlemleri, cihazlar için olduğu gibi hastaya özel olarak da hazırlanır ve uygulanırlar. Cihazların mekanik ve dozimetrik olarak stabil olmasının yanı sıra hastaya özel hazırlanan tedavilerin de doğru ve kalite prosedürlerine uygun olması gerekir. 2.5.1. Kliniğimizde CyberKnife SRC-SRT Cihazı Ġçin Hastaya Özel Uygulanan Kalite Kontrol Programı CK cihazında hastaya özel tedavi KK programı iki Ģekilde uygulanabilir: Hasta planlamalarından elde edilen izodozlar Baby Blue fantom üzerine taĢınır. “Baby Blue” fantomun iyon odası konfigürasyonlu ve film konfigürasyonlu olmak üzere sistemde iki BT görüntüsü bulunur. Hasta izodozları iyon odası konfigürasyonlu görüntü üzerine taĢındığında planlamadaki doz değerleriyle iyon odası ile ölçülen doz değerleri karĢılaĢtırılır. Ġyon odasının efektif noktası merkez kabul edilip, bu merkez etrafında 3 mm veya 5 mm yarıçapında küreler konturlanır. Konturun içindeki minimum ve maksimum doz değerleri okunur. Ġyon odası ölçümlerinin bu değerler arasında olması istenir. ġekil 2.9.Baby Blue fantom 15 Ġkinci teknikte tedavi planlamalarından elde edilen izodozlar “Baby Blue” fantomun film konfigürasyonlu BT görüntüsü üzerine taĢınır ve filmler fantom içerisinde ıĢınlanır. IĢınlanan filmler, tarayıcıda taranır ve VeriSoft yazılımı ile iki boyutlu gama analizi yapılır. Gama analizinde belirli yüzdede yakın doz alan noktaların belirli mesafede birbirine yakın olmasına göre değerlendirme yapılır. (Örn: %5 oranında yakın doz alan noktaların birbirine 5 mm yakınlıkta bulunması gibi) Değerlendirme kriterini geçen noktaların oran olarak %95‟ten fazla olması beklenir. 2.5.2. Kliniğimizde Novalis Brainlab Cihazı Ġçin Uygulanan Hastaya Özel Kalite Kontrol Programı Novalis cihazında hasta tedavileri Seven29 2D Array radyasyon ölçüm cihazının üzerine taĢınır. Seven29 2D Array, 729 adet iyon odasından oluĢan matriks Ģeklindeki özel bir radyasyon ölçüm cihazıdır. ġekil 2.10. Seven29 2D array ölçüm cihazı 16 Hasta planı, 2D array dedektörün üzerine taĢındıktan sonra ıĢınlama yapılır. Detektörden elde edilen veriler VeriSoft yazılımına aktarılır. Bu verilerle iki boyutlu gama analizi yapılır. Gama analizinde %3 yakınlıkta doz alan noktaların 3 mm yakınlıkta bulunması kriteri uygulanır. Kriteri geçen noktaların oran olarak %95 ve üzerinde olması istenir. ġekil 2.11‟de 2D Array matriks dedektörle hazırlanan iki boyutlu gama analizi örneği gösterilmiĢtir. ġekil 2.11. Verisoft programında iki boyutlu gama analizi 2.6. Ġmplant ve Dolgular Ġmplant malzemelerinin tarihi, milattan önce 3000 yılına kadar dayanır. Ġnkaların tedavi hatalarını gidermek amacıyla altın ve gümüĢü kullandığı bilinmektedir. Son 300 yılda enfeksiyon problemi nedeniyle implant materyallerinin kullanımı kısıtlı iken 1940‟lardan sonra biyomateryal bilimi implantasyon için uygun materyallerin geliĢtirilmesine olanak sağlamıĢtır. 17 Ġdeal implant materyali, vücutta yabancı madde reaksiyonları oluĢturmamalı, mikroorganizmaların geliĢmesine imkân vermemeli, sterile edilebilir olmalı, toksik, alerjik ve karsinojenik özellik taĢımamalıdır. Ġmplant materyalinde aranan en önemli özellik biyouyumluluktur. Ġmplant materyalinin doku ile fizyolojik olarak karĢılıklı olumsuz etkileĢimde bulunmaması biyouyumluluk olarak tanımlanır (36). Ġmplant malzemelerinde aranan diğer özellikler basınç ve deformasyona dirençli olmak, kolay çıkarılabilir olmak, kolay Ģekillenebilir olmak, kimyasal olarak kararlı olmak Ģeklinde sıralanabilir. Ġmplant malzemesinin seçimi, implantın kullanıldığı bölgeye ve kullanım amacına göre belirlenir. Kulanılan implantın uzun ömürlü olması için çevre dokularla kararlı bir ara yüzey oluĢturması Ģarttır (38).Tüm implantlar, uygulandıkları bölgede kas dokusu ve kemik yapılardan kaynaklı basınç ve gerilime maruz kalırlar. Ġmplantın boyutu, Ģekli, yüzey özellikleri ve katılık miktarı, üzerinde hissedilen basınç miktarını etkiler. Ġmplantasyon iĢleminde bu bilgiler göz önünde bulundurulmazsa implant materyalinde hasar ve çevre dokularda istenmeyen reaksiyonlar gerçekleĢebilir. Yüzeye uygulanan kimyasal ve elektrokimyasal iĢlemlerle implant materyalinin ömrü uzatılabilir. Ġmplant materyalleri uygulandıkları bölgede vücut akıĢkanlarıyla (su, yağ, oksijen v.b.) etkileĢimde bulunmaktadır. Bu yüzden implant materyallerinin çok düĢük seviyede korozyona uğraması istenir. Ama tüm implant metallerinin belirli seviyede korozyona uğrama problemi bulunmaktadır (34,36). Ġmplant üretiminde kullanılan malzemeleri genel olarak metaller, polimerler, seramikler ve biyolojik materyaller olmak üzere dört grupta inceleyebiliriz. Metaller: Metaller, vücudun birçok bölgesinde implant malzemesi olarak kullanılırlar. Paslanmaz çelik, kobalt bazlı alaĢımlar, titanyum ve titanyum alaĢımları, biyolojik implant olarak kullanılan temel metallerdir. Ġdeal bir metal implantın biyouyumluluk özelliğine sahip olması, dayanıklı olması, korozyon direncine sahip olması ve görüntü kusurlarına sebep olmaması beklenir (40). Paslanmaz çelikler, demir, krom nikel, molibdenyum, manganez ve silikondan oluĢan alaĢımlardır. Paslanmaz çelikler, implant olarak ilk kez 1920‟lerde kullanılmaya baĢlanmıĢtır. Titanyum alaĢımları ile beraber spinal çubuk üretiminde tercih edilirler(20). Paslanmaz çelikler, erken aĢamada metal yorgunluğuna 18 uğradıkları için ve kolayca Ģekil değiĢtirdikleri için kalıcı implant olarak tercih edilmezler. Korozyon dirençleri düĢük olduğu için de sabitleme amaçlı uygulamalarda kullanılmazlar (36,39). Paslanmaz çelikler, manyetik özellikleri nedeniyle manyetik rezonans görüntülemede (MRG) çok fazla görüntü kusuruna sebep olurlar. Titanyumun kullanıma baĢlanması öncesinde kobalt bazlı alaĢımlar, büyük oranda paslanmaz çeliklerin yerini almıĢtır. Bu alaĢımlar, paslanmaz çeliğe göre daha yüksek korozyon direncine sahiptirler. Manyetik özellikleri bulunmadığı için de MR ve BT görüntülerinde daha az görüntü kusuru oluĢtururlar. Kobalt Kromyum Nikel (Co-Cr-Ni) alaĢımları, kobalt kromyum molibdemyum (Co-Cr-Mo) alaĢımlarından daha dayanıklıdır. Bunun sebebi, Nikel oranının yüksek olmasıdır ama yüksek oranda nikel bulunması korozyon direncinin düĢmesine sebep olmaktadır. Kobalt bazlı alaĢımların olumsuz özellikleri krom ve nikelin karsinojenik özellik taĢıması, kobaltın ise karsinojenik özellik taĢımasından Ģüphe edilen bir madde olmasıdır. Kobalt bazlı alaĢımlardan oluĢan implantların uygulandığı hastalarda kan ve idrar örneklerinde normalden fazla kobalt, krom ve nikelin bulunduğu rapor edilmiĢtir. (34) Titanyum, saf Ģekilde ve alaĢımlar halinde (Ti-6A1-4V, Ti-6A1-7Nb, Ti-5A12.5Fe) implant malzemesi olarak kullanılmaktadır. Titanyum ve alaĢımları, biyouyumluluk özellikleri en yüksek olan metallerdir. Kobalt bazlı alaĢımlara göre yüksek korozyon direncine sahiptirler. Titanyum ve alaĢımları, paslanmaz çelik ve kobalt bazlı alaĢımlara göre çok daha az görüntü kusuru oluĢtururlar. Titanyum ve alaĢımlarının olumsuz özelliği, vanadyumun sitotoksik özellikte olması ve alüminyumun Alzheimer hastalığına sebep olduğunun bilinmesidir (40). Altın materyali de sınırlı miktarda da olsa implant materyali olarak kullanılmaktadır. Korozyon direncinin yüksek olmasına rağmen fazla dayanıklı olmaması ve pahalı olması altının kullanımını sınırlandırmaktadır. Buna rağmen yüz siniri bozukluklarında sık tercih edilen bir materyaldir (49). Seramikler: Ortopedik implant materyali olarak kullanılan seramikler, aluminyum oksitler ve kalsiyum fosfatlardır. Bu seramikler, basınca çok dayanıklı olmalarına rağmen gerilime karĢı dirençsiz ve kırılgandırlar(37). Aluminyum oksitler, toz halindeyken sıcak presleme ile üretilirler. Böylece basınca karĢı kemik 19 yapıdan daha dayanıklı hale gelirler. Kalsiyum fosfat seramikler ise yüksek oranda biyouyumluluk ve biyoreaktiflik özelliklerine sahip oldukları için implantların kaplama malzemesi olarak sıkça tercih edilirler (37,46). Titanyum ve titanyum alaĢımları, genelde kalsiyum fosfat seramikler ile kaplanırlar. Polimerler: Polimerler, monomer olarak adlandırılan temel elementlerin kimyasal olarak birbirine bağlanmasıyla elde edilirler. Organik polimerler ise merkezinde karbon atomu bulunan monomerlerden oluĢur (33,35). Polimerler, kemik ve yumuĢak kullanılırlar. dokuların Genel yeniden olarak yapılandırılmasında kullanımda olan ve tamamlanmasında polimerler, silikonlar, polimetilmetakrilatlar (PMMA), polyesterler, naylonlar, polietilenler, polipropilenler, siyanoakriletler ve politetrafloroetilenlerdir. Silikonlar, vücut akıĢkanları içerisinde çok kararlı olup, biyouyumluluk ve çözünebilme özelliklerine sahiptirler. Toksik özellik taĢımazlar. Silikonlar, farklı akıĢkanlık seviyelerinde üretilebilirler. AkıĢkanlık miktarı, polimerleĢme miktarına bağlıdır (49). Poimetilmetakrilatlar (PMMA), kemik yapıların yerini alabilen yüksek yoğunluklu polimerlerdir. Daha çok kafa kemiklerinin yeniden yapılandırılmasında tercih edilirler (49). PMMA‟nın polimerleĢme iĢlemi ısıveren (ekzotermik) bir reaksiyon olduğu için implantın uygulanması esnasında çevre dokuların soğutulması gerekir. Polyesterler, biyouyumluluk özelliğine sahip olup esnek, absorbe edilemeyen yapılandırma materyalleridir. Arterlerin yeniden yapılandırılmasında kullanılırlar(49). Gerilime dirençli ve stabil oldukları için abdominal bölge ve göğüs duvarının yeniden yapılandırılmasında tercih edilirler (49). Poliamitler, biyouyumluluk özelliğine sahip olup kolayca Ģekillenebilen ve kolayca fibrozlanmaya uğrayan materyallerdir. Orbital bölge kusurlarının onarımında tercih edilirler (49). Polietilenler ve polipropilenler, kimyasal olarak dirençli, gerilime dayanıklı ve sertliği artırılabilen materyallerdir. yüz kemiklerinin yeniden yapılandırılmasında kullanılırlar (49). 20 Siynoakrilatlar, kolay kullanılabilen doku birleĢtirme ajanlarıdır. Deri ve tendon gibi yüksek oranda protein içeren dokular arasında sağlam ve kararlı bir bağlantı oluĢtururlar (49). Politetrafloroetilenler, biyouyumluluk özelliğine sahip ve kimyasal olarak aktif olmayan materyallerdir. Orbita bozukluklarının yeniden yapılandırılmasında tercih edilirler (49). Biyolojik Materyaller(Kolajenler ve Allodermler): Kolajenler, üç polipeptit zincirinin üçlü-helikal Ģekilde dizilimiyle oluĢan proteinlerdir. Vücutta en yaygın olarak bulunan proteinlerdir ve implant materyali olarak kulanılırlar (49). Alloderm, yumuĢak doku tamamlamada kullanılan, hücresel olmayan, yapısal ve biyokimyasal olarak bozulmamıĢ dermal parçadır(49). Yüz kusurlarının onarılmasında, yaraların kapatılmasında, dudak dolgusu olarak ve meme ucu tamamlama materyali olarak tercih edilirler. Biyouyumluluk özelliklerine göre materyallerin vücut içerisindeki kullanım bölgeleri ve kullanım Ģekilleri Tablo 2.2‟de gösterilmiĢtir. Tablo 2.2 Ġmplant materyallerinin vücütta Kullanım bölgeleri ve kullanım amaçları Uygulama Alanı Malzemeler Ġskelet sistemi Eklemler Titanyum Titanyum-Aluminyum-Vanadyum KarıĢımları Kırık kemik uçlarını tesbitte kullanılan ince metal levhalar Kemik dolgu maddesi, Kemikte oluĢan Ģekil bozukluklarının tedavisinde Yapay tendon ve bağlar DiĢ implantları Kalp Damar Sistemi Paslanmaz çelik Kobalt-Krom alaĢımları Poli(Metilmetakrilat)(PMMA) Hidroksiapatit Teflon Poli(Etilen traftalat) Titanyum, Alumina, kalsiyum fosfat Poli(etilen, teraftalat) Kan damarı protezleri Kalp kapakçıkları Paslanmaz çelik, karbon Kataterler Silikon kauçuk, teflon, poliüretan 21 Tablo 2.2 Ġmplant materyallerinin vücütta Kullanım bölgeleri ve kullanım amaçları (Devam) Organlar Yapay Kalp Duyu Organları Poliüretan Platin elektrotlar Ġç Kulak Kanalında PMMA, silikon kauçuk, hidrojeller Göz içi Lensler Silikon-akrilat, Hidrojeller Kontakt Lensler Kornea Bandajı Kolajen, Hidrojeller DiĢ dolguları, çürük ya da travmatik sebeplerle hasara uğramıĢ sert diĢ dokularını onarmak için kullanılırlar. Amalgam malzemesi bakır, gümüĢ, kalay ve çinko‟dan oluĢan amalgam tozunun civa ile karıĢtırılması sonucu elde edilen sert ve dayanıklı bir malzemedir. Amalgam dolgularda civanın zararları, genelde tartıĢma konusu olmuĢtur (50). Son 40 yıldır diĢin doğal rengine uygun malzemeler geliĢtirilmeye çalıĢılmaktadır. Bu türün ilk malzemesi, kompozit rezin adıyla kullanıma sunulan Bis-GMA (bis fenol a-glisidil dimetakrilat) maddesidir. Ġçerisindeki materyaller sayesinde 460-480 nm dalgaboyundaki görünür ıĢık (mavi ıĢık) ile çok kısa sürede polimerleĢir ve sertleĢirler (51). Estetik polimer rezinler günümüzde hem ön hem de arka diĢlerin restorasyonunda yaygın olarak kullanılmaktadır (51). 2.7. Harici Materyallerin Radyasyonla EtkileĢmesi BT görüntüleme, hastanın anatomik bilgilerini doğru elde etmek adına RT‟nin çok önemli bir basamağıdır (30). Radyasyon tedavisinde harici materyallerin bulunması durumunda karĢılaĢılan ilk problem BT görüntülemede karĢımıza çıkar. Görüntü kusurları, yanlıĢ Hounsfield Unit (HU) değerleri ve yüksek HU değerlerinin tedavi planlama sisteminde tanımlı olmaması, tedavi planlama öncesi karĢılaĢılan materyallerden kaynaklı problemlerdir (2,41,42). BT görüntülerinde metallerden kaynaklı kusur oluĢmasının en önemli sebebi metallerin atom numaralarının çevre dokulardan fazla olmasıdır (21). Yüksek yoğunluklu materyallerden oluĢan görüntü kusurları nedeniyle harici materyalin boyutları tam olarak belirlenemez (8,16). Bu 22 belirsizlik, doz hesaplama algoritmasının hesaplama doğruluğunu olumsuz olarak etkiler. Bu olumsuz etkiye bir örnek Ģekil 2.12‟de gösterilmiĢtir. ġekil 2.12. Harici materyal bulunması durumunda görüntüde oluĢan belirsizlikler Harici materyallerin bulunması durumunda radyasyonun bu materyallerle etkileĢimi farklı olacağı için doz hesaplamada belirsizlikler ortaya çıkar. Radyasyon madde etkileĢimleri incelendiğinde bu etkileĢimlerin esnek saçılma, kompton olayı, fotoelektrik olay, çift oluĢum ve fotodisintegrasyon olduğu görülür. Bu olayların gerçekleĢme oranları radyasyonun enerjisine ve radyasyonun etkileĢtiği ortamın atom numarasına göre değiĢir(1). Bu değiĢim Ģekil Ģekil 2.13‟te gösterilmiĢtir. ġekil 2.13. Foton madde etkileĢimlerinin enerji ve atom numarasına göre değiĢimi 23 DüĢük enerjilerde radyasyonun atom numarası yüksek bir materyalle etkileĢimde bulunması durumunda fotoelektrik olay daha baskın hale gelir (1). Harici materyallerin atom numarası, vücut dokularına göre daha yüksektir. Bu durum, absorbe dozun tedavi planlama algoritması tarafından doğru hesaplanmasına engel teĢkil etmektedir(17). Özellikle yüksek yoğunluklu implant materyallerinin varlığında bu problem, daha baskın hale gelmektedir. Materyallerde oluĢan bu doz belirsizliği, çevre dokuların aldığı dozların hesaplanmasında da belirsizliklere sebep olmaktadır. Harici materyaller, yüksek atom numaraları nedeniyle doz dağılımını olumsuz etkilerler (33,34,35) ve bu etki, tedavi planlama algoritmaları tarafından tam olarak tahmin edilemez (17). Ayrıca bu materyallerin radyasyon demetinin diverjansına uyumsuz olması nedeniyle yarı gölge etkisinden dolayı radyasyon demetini homojen olmayan bir Ģekilde zayıflattığı ve bu etkinin yine tedavi planlama algoritmaları tarafından tam olarak tahmin edilemediği bilinmektedir(17). Bu etki sonucu, materyallerin çevresindeki dokularda miktarı tam olarak belirlenemeyen doz düĢüĢü veya artıĢı meydana gelmektedir. Harici materyallerin bulunması durumunda oluĢan bir diğer belirsizlik, doku ve implant arasında oluĢan geri saçılmalardır. Kütle yoğunluğu fazla olan materyalden dokuya doğru geri saçılma miktarı fazla olmakta, bu ise dokuda doğru tahmin edilemeyen doz artıĢına sebep olmaktadır (12). Tedavi planlama sisteminin doğru olarak tahmin edemediği doz düĢmeleri, tümörün lokal kontrolünde azalmaya neden olabilir. Tedavi planlama sisteminin doğru olarak tahmin edemediği doz artıĢları ise çevre kritik organlarda doz artıĢına ve komplikasyonlara sebebiyet verebilir. 24 3. GEREÇ ve YÖNTEM 3.1. CyberKnife Sistemi CK (Accuray Inc.,Sunnyvale,CA,USA) sistemi, sadece SRC ve SRT uygulamaları için geliĢtirilen en son teknoloji sistemlerden biridir. Mekanik olarak 6 MV skalasındaki minyatür LINAK‟ın robotik kola eklenmesiyle üretilen cihaz, tedavi esnasında görüntü almayı sağlayan iki adet X-ıĢını tüpü ve iki adet 40x40 cm amorf silikon detektörle desteklenmiĢtir. Cihazın planlama sisteminde mevcut olan izleme yöntemleri sayesinde extra-kraniyel lezyonların da güvenilir bir Ģekilde tedavi edilmesi mümkün hale gelmiĢtir. ġekil 3.1. CyberKnife tedavi uygulama ünitesi CK cihazında radyasyon demeti, hastaya 5-60 mm çapındaki konlarla Ģekillendirilerek birçok yönden gönderilir. Bu sayede eĢ düzlemli (co-planar) ve eĢdüzlemli olmayan (non-coplanar) tedaviler uygulanabilmektedir. Özellikle içbükey (konkav) lezyonların tedavisinde eĢdüzlemli olmayan (non co-planar) tedaviler daha iyi sonuçlar verir. 25 CK cihazına özgü bir planlama sistemi, multiplan tedavi planlama sistemidir (Accuray Inc.,Sunnyvale,CA,USA). Bu sistem kullanıcı için birçok parametreye müdahale imkânı sunar. Planlama baĢında 5-60 mm arasındaki çaplara sahip 12 kolimatörlerden birisinin seçilmesi istenir. EĢ düzlemli ve eĢdüzlemli olmayan tedavi seçenekleri kullanıcıya sunulmuĢtur. Seçilen kolimatörle Ģekillendirilen 100-200 arası demet, hastaya „node‟ olarak adlandırılan sabit noktalardan gönderilir. Lezyonun yerleĢimine göre izleme yöntemi belirlenir ve en uygun tedavi planı hazırlanmaya çalıĢılır. CK cihazının en üstün özelliklerinden birisi, hareketli lezyonların güvenilir bir Ģekilde tedavi edilmesine olanak sağlamasıdır. CK cihazına bu üstünlüğü sağlayan ise cihazda bulunan izleme yöntemleridir. Lezyonun yerleĢimine ve bulunduğu bölgenin hareketine göre kullanılan izleme yöntemleri Ģu Ģekilde sıralanabilir. 6D Skull Ġzleme Yöntemi: Ġntrakraniyel lezyonların tedavisi için kullanılan izleme yöntemidir. Hastanın kafa kemikleri referans alınarak lezyonun yeri belirlenir. Termoplastik maske kullanımı sabitleme için yeterlidir ve çerçeve uygulamasına gerek yoktur. Sistemdeki görüntüleme ekipmanları sayesinde tedavi sırasında iki boyutlu görüntüler alınır. Bu görüntüler, planlamadaki görüntü ile karĢılaĢtırılıp anlık düzeltmeler yapılır. Bu sayede tümörün çok yüksek doğruluk oranıyla lokalizasyonu sağlanmıĢ olur. ġekil 3.2. 6D skull izleme yöntemi 26 X-Sight Omurga Ġzleme Yöntemi: Omurgada ya da omurganın yakınında yerleĢmiĢ lezyonların tedavisi için kullanılan izleme yöntemidir. Algoritma omurgadaki bir bölgeyi izlemektedir. Bunun için mesh (ağ) adı verilen 9x9 luk bir matriks kullanmaktadır. Algoritmanın doğru olarak çalıĢabilmesi için “mesh” in boyutları doğru olarak belirlenmelidir. “mesh” omurgayı anterior/posterior yönünde tam olarak sarmalıdır. Omurga hareketi izlenerek tümörün lokalizasyonu doğru olarak belirlenmeye çalıĢılır. Omurganın cihaz tarafından belirli bir kısmı izlenir. Bu bölgenin cihaza doğru olarak tanıtılması gerekir. Ayrıca bu yöntemin baĢarılı olması için tedavi bölgesinin hiçbir hareketten etkilenmediği bilinmelidir. ġekil 3.3 Mesh matriksi ġekil 3.4. X-Sight omurga izleme yöntemi 27 Fidüsiyel Ġzleme Yöntemi: YumuĢak doku bulunan lezyonların tedavisi için kullanılan izleme yöntemidir. Hastanın tedavi bölgesine altın veya paslanmaz çelik iĢaretleyiciler (fiducial) yerleĢtirilir. ĠĢaretleyiciler yerleĢtirildikten sonra fibroz ile o bölgede sabitlenmeleri için 7-10 gün beklenmesi gerekir. ĠĢaretleyiciler sabitlendikten sonra hastanın görüntüsü alınır. Planlama sistemi iĢaretleyiciler sayesinde tümörü doğru bir Ģekilde lokalize edip planlama yapar. Tümörün doğru olarak izlenebilmesi için 3 iĢaretleyici bulunması yeterlidir. Her bir iĢaretleyici birbirine en az 2 cm uzaklıkta bulunmalı ve aralarında en az 15 derece açı bulunmalıdır. ĠĢaretleyicilerin lezyondan uzaklığı 5-6 cm‟i geçmemelidir. ġekil 3.5. Fidüsiyel izleme yöntemi X-Sight Akciğer Ġzleme Yöntemi: Akciğer hastalarının tedavisi için kullanılan izleme yöntemidir. Bu yöntemde görüntülemedeki kontrast farkından faydalanarak izleme yapılmaktadır. Fidüsiyel kullanmaya gerek yoktur. Bu sayede fidüsiyel implantasyonu esnasında oluĢabilecek yan etkiler elimine edilmiĢ olur. Ayrıca fidüsiyel hareketinden kaynaklı pozisyonlama hataları da önlenmiĢ olur. Xsight akciğer izleme yöntemi iki aĢamada uygulanır. Ġlk aĢamada tümör yakınındaki kemik yapılardan yararlanarak hasta vücudu eĢleĢtirmesi yapılır. Ġkinci aĢamada hasta vücudu eĢleĢtirme merkezi tümör izleme merkezine taĢınır. Diğer izleme yöntemlerinde olduğu gibi gerçek zamanlı x-ıĢını görüntülemeleri DRR görüntüleri 28 ile eĢleĢtirilir. Ġzleme yönteminin sağlıklı bir Ģekilde uygulanabilmesi için tümörün xıĢını görüntülemelerinde ayırt edilebilir olması ve lezyonun boyutunun her yönde 1.5 cm‟den fazla olması gereklidir. ġekil 3.6. X-Sight akciğer izleme yöntemi 3.2. Novalis Sistemi Novalis (Brainlab AG) sistemi, konvansiyonel LĠNAK‟ların modernize edilmiĢ halidir. 6 MV x-ray LINAK kafasına (VarianN600 C/D) sahiptir. 800MU/dak.‟dan daha yüksek doz hızına ulaĢabilir. 29 ġekil 3.6. Brainlab Novalis tedavi uygulama ünitesi 52 adet (26 çift) yaprağa (mÇYK) sahiptir. Bunların 14 çifti 3 mm, 6 çifti 4,5 mm, 6 çifti ise 5,5 mm kalınlığa sahiptir. BitiĢik yapraklar arası konum farkı 95 mm‟e kadar ulaĢabilir. mÇYK‟lerin cihazın kafasına sonradan eklenebilme özellikleri vardır. 30 ġekil 3.8. Brainlab Novalis Cihazına ait mikroÇYK dizilimi Novalis sisteminde cihaz kafasına 4 mm, 6 mm ve 17,5 mm çaplarındaki konlar eklenerek eĢdüzlemli olmayan ark‟larla SRC tedavisi uygulanabilir. Sistemde bulunan iki adet kV görüntüleme sistemiyle görüntü rehberliğinde pozisyon düzeltmesi yapılabilir. Sistemde mevcut bulunan karbon fiber masa 6 boyutta (3 dönme ekseni, 3 kaydırma ekseni) pozisyon düzeltmesi yapılmasına olanak sağlar. Hastaya yerleĢtirilen kırmızı ötesi (IR) iĢaretleyiciler sayesinde nefes döngüsünü izleme ve gating yöntemi uygulama seçenekleri bulunmaktadır. Novalis sisteminde iPlan planlama sistemi kullanılır. iPlan sistemi, MRG, pozitron emisyon tomografisi (PET) ve BT ile planlama imkanı sağlar. Düz (Forward Planning) planlamada kon arklar, konformal arklar, dinamik konformal arklar ve konformal demetler kullanılırken; ters planlama (inverse planning) da sliding window YART ve adımla ve Ģutla YART algoritmaları kullanılır. Hacettepe Üniversitesi Tıp Fakültesi Radyasyon Onkolojisi A.D.‟da Novalis cihazında her iki algoritma da mevcut olmasına rağmen aktif olarak sadece sliding window tekniği kullanılır. 31 ġekil 3.9. iPlan planlama sistemi görünümü 3.3. RW3 Katı Fantom RT‟de elektron ve foton demetlerinin kalibrasyonlarının yapılması ve data ölçümleri önemli bir yere sahiptir. Bu ölçüm ve kalibrasyonlar insan vücuduna en yakın fiziksel özelliklere sahip olan su ortamında yapılır. Rutin ölçümlerde ise çok daha pratik olması nedeniyle su eĢdeğeri katı fantomlar kullanılmaktadır. RW3 katı su fantomları beyaz polyesterden yapılmıĢ olup 30x30 cm ve 40x40 cm olmak üzere iki farklı boyutta ve 1,2,5 ve 10 mm kalınlıklarda plakalardan oluĢmaktadır. Fiziksel yoğunluğu 1,045 gr/cm3 ve elektron yoğunluğu 3,43x1023 e/cm3‟ tür. Yaptığımız çalıĢmada kolay iĢlenebilme özelliğinden dolayı RW3 katı su fantomu tercih edilmiĢtir. ġekil 3.10.RW3 katı fantom 32 3.4. PinPoint 31015 Ġyon Odası Pinpoint iyon odaları yüksek uzaysal çözünürlük gerektiren SRC ve YART ölçümleri için özel olarak tasarlanan ölçüm aygıtlarıdır. Genelde küçük alan dozimetrisinde, su fantomunda ve katı fantomda kullanılabilirler. Küçük 3 boyutludurlar. Hassas hacimleri 2 mm çaplı kısımda 0.015 cm , 2,9 mm çaplı kısımda 0,03 cm3 tür. Havadan izole edilmiĢtir. Alüminyum merkezi elektroda sahiptir. ġekil 3.11. Pinpoint iyon odası 3.5. Seven29 2D Array Ġyon Odası 729 adet kübik iyon odasından oluĢan matriks Ģeklindeki radyasyon ölçüm ve verifikasyon cihazıdır. Paralel plakalı kübik iyon odalarının boyutu 5x5x5 mm dir. Ġyon odaları merkezleri arasındaki mesafe 10 mm‟dir. Ġyon odalarının çevresi, polimetil metakrilat (PMMA) materyali ile çevrilmiĢtir. 27x27 adet iyon odasından oluĢan matriks Ģeklindedir. 27cmx27cm‟lik alan boyutu oluĢturulabilir. Özellikle 2 boyutlu doz verifikasyonları ve profil ölçümleri için çok kullanıĢlıdır. ġekil 3.12. Seven29 2D array iyon odası 33 3.6. 3x3x1 cm Ti-6A1-4V Cerrahi Ġmplant Materyali (TI) Titanyum materyali, uzun yıllardan bu yana saf olarak veya alaĢımlar halinde implant materyali olarak kullanılmaktadır. Ġmplant materyali olarak tercih edilmesini sağlayan biyouyumluluk ve mekanik üstünlük gibi birçok avantajı bulunmaktadır (13,15,19). Toksik değildir ve hiçbir mikroorganizma ile reaksiyona girmez(23,28). Titanyum materyali uygulamalarında ve alaĢımları cerrahi implant hem ortopedi hem malzemesi olarak de diĢ yaygın bir hekimliği Ģekilde kullanılmaktadır. ÇalıĢmada kullandığımız alaĢım yaklaĢık olarak % 89,5 Aluminyum, % 6 aluminyum, % 4 vanadyum, %0,25 demir, % 0,25 oranında oksijen içerir. Yaptığımız çalıĢmada radyasyon ile etkileĢimini ve tedavi dozu hesaplamadaki etkisini gözlemlemek amacıyla 30x30x10 mm boyutundaki Ti-6A1-4V materyali isteğe özel olarak üretilmiĢtir. ġekil 3.13. 30x30x10 mm boyutlu Ti-6A1-4V cerrahi implant materyali 3.7. 3x3x1 cm CoCrMo Cerrahi Ġmplant Materyali (CO) Genel olarak kobalt esaslı alaĢımlar, yüksek aĢınma direnci, yüksek sıcaklık direnci ve yüksek korozyon direncine sahip malzemelerdir. Bu nedenle ortopedi ve diĢ hekimliği uygulamalarında implant malzemesi olarak kullanılırlar. AlaĢımı oluĢturan maddelerin miktarı değiĢtirilerek daha iyi mekanik ve kimyasal özellikler taĢıyan materyaller elde edilebilir. ÇalıĢmamızda kullanılan alaĢım yaklaĢık %63 oranında Co 60, %28 oranında Krom % 6 oranında molibdenyum % 1 oranında 34 demir, %1 oranında nikel ve % 1 oranında karbon içerir. Fiziksel yoğunluğu yaklaĢık olarak 8,3 gr/ cm3„tür. Bu çalıĢmada radyasyon ile etkileĢimini ve tedavi dozu hesaplamadaki etkisini gözlemlemek amacıyla 30x30x10 mm boyutundaki CoCrMo materyali isteğe özel olarak üretilmiĢtir. ġekil 3.14. 30x30x10 mm boyutlu Co-Cr-Mo cerrahi implant materyali 3.8. 3x3x1 cm Kompozit Dolgu Materyali (KD) Kompozit dolgu materyali, içinde silikon dioksit parçacıkları olan plastik bir karıĢımdır. Beyaz dolgu olarak da bilinir. Isı ile sertleĢtirilir. Hastanın diĢlerine en yakın Ģekil ve rengi alabilirler. Renk skalası geniĢ olduğundan her diĢ rengine uygun olarak üretilebilirler. Kolaylıkla Ģekillendirilerek üzerine cila iĢlemi yapılabilir. Kompozit dolgu iĢleminden sonra diĢler hemen kullanılmaya baĢlanabilir. Bu çalıĢmada radyasyon ile etkileĢimini ve tedavi doz dağılımına etkisini gözlemlemek amacıyla 30x30x10 mm boyutundaki kompozit dolgu materyali özel diĢ kliniğinde isteğe özel olarak üretilmiĢtir. 35 ġekil 3.15. 30x30x10 mm boyutlu kompozit dolgu materyali 3.9. YÖNTEM Meditel firması aracılığı ile PTW Freiburg firmasından temin edilen 30X30 cm boyutundaki 1cm kalınlığındaki RW3 katı fantomun ortasına implant ve dolgu materyallerini yerleĢtirmek için 3x3 cm boyutunda yuva açıldı. Ölçümler iyon odası ile yapılacağı için materyallerin sağ tarafında iyon odası yuvaları oluĢturuldu. ġekil 3.16. Ölçüm için özel olarak hazırlanmıĢ RW3 katı fantom 36 3x3x1 cm boyutlarındaki 2 farklı (TI, CO) cerrahi implant malzemesi ve kompozit dolgu malzemesi bu bölmeye yerleĢtirildikten sonra fantomun altına 10 cm, üstüne ise 5 cm katı fantom eklenerek insan vücudu içerisindeki implant simüle edilmiĢ oldu. Fantomun bu Ģekliyle BT simülatörde görüntüsü alındı. Görüntüler Novalis ve CyberKnife sistemlerine aktarıldı. ġekil 3.17. Fantomun BT simülasyonunun yapılması 3.9.1. Brainlab Novalis Cihazında Yapılan Ölçümler Novalis TPS de 9,8x9,8 cm alanda 90 derece kolimatör açısında kaynak cilt mesafesi (KCM) = 100 cm‟de 200 monitor unit (MU) dozda radyasyon demetiyle planlama yapıldı. Ġmplant materyallerinin alt tarafında 0,5 cm, 1 cm ve 1,5 cm uzaklıklarda, üst tarafında 0,5 cm, 1 cm ve 1,5 cm uzaklıklarda ve materyallerin sağında 1cm, 2 cm ve 3 cm uzaklıklarda pinpoint 31015 iyon odası ile nokta doz ölçümleri alındı. Her noktada ölçümler 5‟er kez tekrarlandı. Novalis cihazında CO, TI ve KD materyalleri için materyallerin çevresinde alınan nokta doz ölçümleri, ölçümlerin ortalamaları hesaplanarak standart sapmalarıyla beraber tablolara kaydedildi. Ölçüm alınan noktalardaki planlama değerleri de tablolara kaydedilerek planlama ve ölçümler arasındaki yüzde farklar hesaplanarak tablolarda gösterildi. 37 ġekil 3.18. Novalis sistemindeki ölçümün set-up görüntüsü ġekil 3.19. Brainlab Novalis sisteminde nokta doz değerlerinin planlamadan okunması 3.9.2. CyberKnife Cihazında Yapılan Ölçümler CyberKnife Sisteminde ise KCM = 750,88 mm uzaklıkta 60 mm kon kullanılarak 900 MU doz verecek Ģekilde 90° lik tek açılı demetle tedavi planlaması yapıldı. Ġmplant materyallerinin alt tarafında 0,5 cm, 1 cm ve 1,5 cm uzaklıklarda, üst tarafında 0,5 cm 1 cm ve 1,5 cm uzaklıklarda ve materyallerin sağında 1 cm, 2 cm ve 3 cm uzaklıklarda pinpoint 31015 iyon odası ile nokta doz ölçümleri alındı. 38 Her noktada ölçümler 5‟er kez tekrarlandı. CK cihazında CO, TI ve KD materyalleri fantoma yerleĢtirilerek hazırlanan tedavi planlamalarına uygun ıĢınlandılar. Materyallerin çevresinde nokta doz ölçümleri alındı. 5‟er kez alınan ölçümlerin ortalama değerleri ve standart sapmaları hesaplandı. Ölçüm yapılan noktalardaki planlama değerleri de kaydedilerek ölçüm ve planlama arası yüzde farklar hesaplandı. Tüm bu değerler tablolar ve grafikler halinde gösterildi. ġekil 3.20.CyberKnife sistemindeki ölçümün set-up görüntüsü 39 ġekil 3.21.CyberKnife sisteminde nokta doz değerlerinin planlamadan okunması 3.9.3. Nokta Doz Ölçümü Hesaplanması Katı su fantomunda nokta doz ölçümleri küçük boyutu ve hassasiyeti nedeniyle pinpoint 31015 iyon odası ile yapılmıĢtır. CK ve Novalis cihazlarında ise günlük rutinde katı fantomdaki doz kalibrasyonları 0,6 cc iyon odası ile yapılmaktadır. Elektrometre okumalarından doz değerleri elde edilirken 0,6 cc iyon odasına ait kalibrasyon faktörlerini kullanabilmek için Pinpoint 31015 iyon odası ile 0,6 cc iyon odası arasında çarpraz kalibrasyon yapmak gerekmiĢtir. Katı fantomda 5 cm derinliğe yerleĢtirilen 0,6 cc iyon odası ile pinpoint 31015 iyon odalarına üçer kez 200 MU doz verilerek elektrometre okuma değerleri kaydedilmiĢtir. Kaydedilen bu değerler birbirine oranlanarak iyon odaları arasındaki çarpraz kalibrasyon faktörü (ÇKF) belirlenmiĢtir. Ölçüm değerlerine göre elde edilen bu oran: 40 Ç.K.F. = = 45,75 olarak belirlenmiĢtir. ÇKF‟nin de kullanılmasıyla elektrometreden okunan yük değeri denklem 3.1 de belirtildiği gibi doz değerine çevrilir. D = Mx NDW x kQ x Su/RW3 x CTP x Ç.K.F. (3.1) M: Elektrometre Okuma Değeri NDW: Ġyon Odası Kalibrasyon Faktörü kQ: Kalite Faktörü Su/RW3: Su ile Katı Fantom arası Çevrim Faktörü CTP: Sıcaklık Basınç Düzeltmesi Ç.K.F. : Çarpraz Kalibrasyon Faktörü 3.9.4. Profil Ölçümleri Harici materyallerin radyasyon demet profiline etkisini gözlemlemek için bir dizi ölçümler yapıldı. Novalis cihazında 10x10 alan, KCM = 100 cm ve 90° kolimatör değerlerindeki 400 MU doza sahip demetler oluĢturuldu. Seven29 2D array iyon odası ile hiçbir materyal yokken profil ölçümü yapıldı. Sonrasında materyaller sırasıyla fantom içerisine yerleĢtirilerek ölçümler alındı. Böylece materyallerin radyasyon demetinin profilinde ne kadar gözlemlendi. değiĢiklik yaptığı 41 ġekil 3.22. Brainlab Novalis cihazında implant materyalleri ile profil ölçümleri yapılması 42 4. SONUÇLAR 4.1. Novalis Cihazında Yapılan Nokta Doz Ölçümleri 4.1.1. Novalis Cihazında CO Materyali ile Yapılan Nokta Doz ölçümleri Novalis Brainlab cihazında CO implant materyali için planlama değerleri ölçüm değerleri ve yüzde farkları Tablo 4.1‟de gösterilmiĢtir. Tablo 4.1. Novalis cihazında CO materyali ile yapılan ölçüm sonuçları Pozisyon Planlama Değeri (cGy) Doz Ölçümü±SS (cGy) % Fark Alt 0,5 cm 136 128±0,7 -% 6 Alt 1 cm 129 129±0,7 %0 Alt 1,5 cm 124 126±0,6 %2 Üst 0,5 cm 171 185±0,9 %8 Üst 1 cm 178 186±0,9 %4 Üst 1,5 cm 184 190±1 %3 Sağ 1 cm 177 174±0,8 -%2 Sağ 2 cm 176 174±0,8 -%1 Sağ 3 cm 173 172±0,8 -%1 Planlama ile ölçüm değerleri arasında oluĢan yüzde farklar ölçüm alınan noktalara göre ġekil 4.1‟de grafikte gösterilmiĢtir. En çok farklılık miktarının materyalin 0,5 cm üstünde %8, en az farklılık miktarının materyalin sağ tarafında 1 cm ve 2 cm uzaklıklarda %1 olarak bulunduğu görülür. 43 NOV CİHAZINDA CO MATERYALİ İLE YAPILAN ÖLÇÜM SONUÇLARI 0,10 0,08 0,06 0,04 0,02 0,00 -0,02 -0,04 -0,06 -0,08 ALT0.5 ALT1 ALT1.5 UST0.5 UST1 UST1.5 SAG1 SAG2 SAG3 ġekil 4.1 Novalis cihazında CO materyali ile yapılan ölçüm sonuçlarının grafikte gösterimi 4.1.2. Novalis Cihazında TI Materyali ile Yapılan Nokta Doz Ölçümleri Novalis cihazında Ti6VA1 materyali ölçüm ve planlama değerleri ve yüzde farkları tablo 4.2 de gösterilmiĢtir. Tablo 4.2. Novalis cihazında TI Materyali ile yapılan ölçüm sonuçları Alt 0.5 cm Planlama Değeri (cGy9) 148 Doz Ölçümü±SS (cGy) 143 ± 0,7 Alt 1 cm 143 144 ± 0,7 %1 Alt 1.5 cm 139 141 ± 0,7 %1 Üst 0.5 cm 177 184 ± 0,9 %4 Üst 1 cm 182 186 ± 0,9 %2 Üst 1.5 cm 186 190 ± 1 %2 Sağ 1 cm 174 174 ± 0,9 %0 Sağ 2 cm 174 174 ± 0, %0 Sağ 3 cm 171 171 ± 0,8 %0 Pozisyon % Fark -%3 OluĢan yüzde farkların ölçüm alınan noktalara göre grafiği oluĢturulmuĢtur. (ġekil 4.2) Burada en fazla dozimetrik farklılığın materyalin 0,5 cm üzerinde % 4, en az dozimetrik farlılığın materyalin sağ tarafındaki ölçümlerde % 0 olarak bulunduğu görülür. 44 NOV CİHAZINDA TI MATERYALİ İLE YAPILAN ÖLÇÜM SONUÇLARI 0,05 0,04 0,03 0,02 0,01 0,00 -0,01 -0,02 -0,03 -0,04 ALT0.5 ALT1 ALT1.5 UST0.5 UST1 UST1.5 SAG1 SAG2 SAG3 ġekil 4.2. Novalis cihazında TI materyali ile yapılan ölçüm sonuçları 4.1.3. Novalis Cihazında KD Materyali ile Yapılan Nokta Doz Ölçümleri Novalis cihazında Ti6VA1 materyali için ölçüm değerleri planlama değerleri ve oluĢan yüzde farklar Tablo 4.3‟de gösterilmiĢtir. Tablo 4.3. Novalis cihazında KD materyali ile yapılan ölçüm sonuçları Alt 0.5 cm Planlama Değeri (cGy) 151 Doz Ölçümü±SS (cGy) 151 ± 0,8 Alt 1 cm 148 152 ± 0,8 %3 Alt 1.5 cm 144 149 ± 0,8 %3 Üst 0.5 cm 176 179 ± 0,9 %2 Üst 1 cm 180 182 ± 0,9 %1 Üst 1.5 cm 185 186 ± 1 %1 Sağ 1 cm 174 173 ± 0,9 -%1 Sağ 2 cm 174 173 ± 0,9 -%1 Sağ 3 cm 171 171 ± 0,9 %0 Pozisyon % Fark %0 OluĢan yüzde farkların ölçüm alınan noktalara göre grafiği oluĢturulmuĢtur. (ġekil 4.3) Burada en fazla dozimetrik farklılığın materyalin 1,5 cm altında %3 ve en az dozimetrik farklılığın materyalin 3 cm sağında %0 olarak belirlendiği görülür. 45 NOV CİHAZINDA KD MATERYALİ İLE YAPILAN ÖLÇÜM SONUÇLARI 0,04 0,04 0,03 0,03 0,02 0,02 0,01 0,01 0,00 -0,01 -0,01 ALT0.5 ALT1 ALT1.5 UST0.5 UST1 UST1.5 SAG1 SAG2 SAG3 ġekil 4.3. Novalis cihazında KD materyali ile yapılan ölçüm sonuçlarının grafikte gösterimi 4.2. CyberKnife Cihazında Yapılan Nokta Doz Ölçümleri 4.2.1. CyberKnife Cihazında CO Materyali ile Yapılan Nokta Doz ölçümleri CK cihazında CO materyali için nokta doz ölçümleri ve planlama değerleri ve bu değerlerin yüzde farkları Tablo 4.4 de gösterilmiĢtir. Tablo 4.4. CK cihazında CO materyali ile yapılan ölçüm sonuçları Pozisyon Alt 0.5 cm Alt 1 cm Alt 1.5 cm Üst 0.5 cm Üst 1 cm Üst 1.5 cm Sağ 1 cm Sağ 2 cm Sağ 3 cm Planlama Değeri (cGy) 695 663 628 858 901 944 715 109 21 Doz Ölçümü±SS (cGy) 618 ± 1,58 615,6 ± 1,14 598,4 ± 1,14 947 ± 0,71 952 ± 1,58 978,8 ± 1,10 731,8 ± 0,84 110,8 ± 0,45 21 ± 0,1 % Fark -%11 -%7 -%5 %10 %6 %4 %2 %2 %0 46 Ölçümler ve planlama değerleri arasındaki yüzde farkların ölçüm alınan noktalara göre grafiği oluĢturuldu. (ġekil 4.4) Bulgulara göre en fazla dozimetrik farklılık materyalin 0,5 cm altında %11 ve en az dozimetrik farklılık materyalin 3 cm sağında %0 olarak bulunmuĢtur. CK CİHAZINDA CO MATERYALİ İLE YAPILAN ÖLÇÜM SONUÇLARI 0,15 0,10 0,05 0,00 -0,05 -0,10 -0,15 ALT0.5 ALT1 ALT1.5 UST0.5 UST1 UST1.5 SAG1 SAG2 SAG3 ġekil 4.4. CK cihazında CO materyali ile yapılan ölçüm sonuçlarının grafikte gösterimi 4.2.2. CyberKnife Cihazında TI Materyali ile Yapılan Nokta Doz Ölçümleri CK cihazında TI materyali için ölçüm değerleri, planlama değerleri ve yüzde farklar Tablo 4.5 de belirtilmiĢtir. Tablo 4.5 CK cihazında TI materyali ile yapılan ölçüm sonuçları Pozisyon Alt 0.5 cm Alt 1 cm Alt 1.5 cm Üst 0.5 cm Üst 1 cm Üst 1.5 cm Sağ 1 cm Sağ 2 cm Sağ 3 cm Planlama Değeri (cGy) 702 679 654 847 881 914 675 62,5 17,3 Doz Ölçümü±SS (cGy) 690,6 ± 2,07 694,2 ± 1,30 676 ± 1,58 931,2 ± 1,30 944 ± 1,58 972,6 ± 1,14 691 ± 1,00 63 ± 0,10 17,4 ± 0,55 % Fark -%2 %2 %3 %10 %7 %6 %2 %1 %1 47 Planlama değerleri ile ölçüm değerleri arasındaki yüzde farkların ölçüm alınan noktalara göre grafiği hazırlanmıĢtır. (ġekil 4.5) Bulgulara göre en fazla dozimetrik farklılık materyalin 0,5 cm üzerinde %10 ve en az dozimetrik farklılık materyalin 2 cm ve 3 cm sağında %0 olarak belirlenmiĢtir. CK CİHAZINDA TI MATERYALİ İLE YAPILAN ÖLÇÜM SONUÇLARI 0,10 0,08 0,06 0,04 0,02 0,00 -0,02 -0,04 ALT0.5 ALT1 ALT1.5 UST0.5 UST1 UST1.5 SAG1 SAG2 SAG3 ġekil 4.5. CK cihazında TI materyali ile yapılan ölçüm sonuçlarının grafikte gösterimi 4.2.3. CyberKnife Cihazında KD Materyali ile Yapılan Nokta Doz Ölçümleri CK cihazında KD materyali için ölçüm değerleri, planlama değerleri ve yüzde farkla Tablo 4.6‟da belirtilmiĢtir. Tablo 4.6. CK cihazında KD materyali ile yapılan ölçüm sonuçları Pozisyon Alt 0.5 cm Alt 1 cm Alt 1.5 cm Üst 0.5 cm Üst 1 cm Üst 1.5 cm Sağ 1 cm Sağ 2 cm Sağ 3 cm Planlama Değeri (cGy) 708 687 663 831 863 892 619 43 15 Doz Ölçümü±SS (cGy) 735,8 ± 1,30 728,8 ± 1,92 714 ± 1,58 903 ± 1,58 929,4 ± 0,89 956,2 ± 1,48 630 ± 1,00 44,6 ± 0,55 15,6 ± 0,55 % Fark %4 %6 %8 %9 %8 %7 %2 %4 %4 48 Planlama değerleri ile ölçüm değerleri arasındaki yüzde farkların ölçüm alınan noktalara göre grafiği hazırlanmıĢtır. ġekil 4.6 Elde edilen bulgulara göre en fazla dozimetrik farklılık materyalin 0,5 cm üzerinde %9 ve en az dozimetrik farklılık materyalin 1 cm sağında %2 olarak belirlenmiĢtir. CK CİHAZINDA KD MATERYALİ İLE YAPILAN ÖLÇÜM SONUÇLARI 0,09 0,08 0,07 0,06 0,05 0,04 0,03 0,02 0,01 0,00 ALT0.5 ALT1 ALT1.5 UST0.5 UST1 UST1.5 SAG1 SAG2 SAG3 ġekil 4.6. CK cihazında KD materyali ile yapılan ölçüm sonuçlarının grafikte gösterimi 4.3. Dozimetrik Yüzde Farkların Cihazlara Göre KarĢılaĢtırılması Ġki cihazda (CyberKnife ve Novalis) kullanılan radyasyon demetlerinin doz, alan boyutu, doz hızı gibi özelliklerinin farklı olduğu göz önünde bulundurulursa materyallerin oluĢturacağı dozimetrik belirsizliklerin iki cihazda farklılık göstereceği beklenir. AĢağıda aynı materyaller kullanılırken planlama sistemi ile ölçüm farklılıklarının cihazlara göre değiĢimleri Ģekil 4.7, Ģekil 4.8 ve Ģekil 4.9‟da grafik halinde gösterilmiĢtir. Grafikler incelendiğinde tüm materyaller için dozimetrik farklılıkların CK cihazında Novalis cihazından daha fazla olduğu görülür. 49 CO MATERYALİ İÇİN CK-NOV KARŞILAŞTIRILMASI 0,15 0,10 0,05 0,00 -0,05 -0,10 -0,15 ALT0.5 ALT1 ALT1.5 UST0.5 UST1 CK UST1.5 SAG1 SAG2 SAG3 NOV ġekil 4.7. CO materyali ile yapılan ölçümlerde novalis cihazı ile CK cihazının Yüzde fark değerlerinin karĢılaĢtırılması TI MATERYALİ İÇİN CK-NOV KARŞILAŞTIRILMASI 0,10 0,08 0,06 0,04 0,02 0,00 -0,02 -0,04 -0,06 ALT0.5 ALT1 ALT1.5 UST0.5 UST1 CK UST1.5 SAG1 SAG2 SAG3 NOV ġekil 4.8. TI materyali ile yapılan ölçümlerde Novalis Cihazı ile CK cihazının yüzde fark değerlerinin karĢılaĢtırılması 50 KD MATERYALİ İÇİN CK-NOV KARŞILAŞTIRILMASI 0,10 0,08 0,06 0,04 0,02 0,00 -0,02 ALT0.5 ALT1 ALT1.5 UST0.5 CK UST1 UST1.5 SAG1 SAG2 SAG3 NOV ġekil 4.9. KD materyali ile yapılan ölçümlerde Novalis Cihazı ile CK cihazının yüzde fark değerlerinin karĢılaĢtırılması 4.4. Dozimetrik Yüzde Farkların Materyallere Göre KarĢılaĢtırılması Kullanılan materyaller farklı fiziksel yoğunluklarda olduğu için farklı miktarlarda doz belirsizliklerine sebep olacakları öngörülmüĢ ve planlama verileri ile ölçümler arasındaki yüzde farkların ölçümde kullanılan materyal çeĢitlerine göre değiĢimi incelenmiĢtir. Elde edilen veriler tablolar halinde sunulmuĢtur. ġekil 4.10 ve Ģekil 4.11‟de CK ve Brainlab Novalis cihazında yapılan ölçümlerde CO, TI ve KD materyallerinden kaynaklı yüzde fark değerleri verilmiĢtir. Grafiklere göre en fazla dozimetrik farklılıklar CO materyali ile yapılan ölçümlerde görülmüĢtür. En az dozimetrik farklılıklar ise KD materyali ile yapılan ölçümlerde görülmüĢtür. 51 NOV CİHAZINDA MATERYALLERE GÖRE KARŞILAŞTIRMA 0,10 0,08 0,06 0,04 0,02 0,00 -0,02 -0,04 -0,06 -0,08 ALT0.5 ALT1 ALT1.5 UST0.5 UST1 CO TL UST1.5 SAG1 SAG2 SAG3 KD ġekil 4.10. Novalis cihazında yapılan ölçümlerde CO, TI ve KD materyallerinin yüzde fark değerlerinin karĢılaĢtırılması CK CİHAZINDA MATERYALLERE GÖRE KARŞILAŞTIRMA 0,15 0,10 0,05 0,00 -0,05 -0,10 -0,15 ALT0.5 ALT1 ALT1.5 UST0.5 CO UST1 TL UST1.5 SAG1 SAG2 SAG3 KD ġekil 4. 11. CyberKnife cihazında yapılan ölçümlerde CO, TI ve KD materyallerinin yüzde fark değerlerinin karĢılaĢtırılması 4.5. Profil Ölçümleri Materyallerin radyasyon demetini ne kadar zayıflattığını görmek amacıyla Novalis cihazında yapılan profil ölçümleri incelenmiĢtir. Hiçbir materyal yokken yapılan profil ölçümünde doz değeri 100‟e normalize edildi. Buna göre CO 52 materyalinin radyasyon demetini %19 oranında, TI materyalinin %10 oranında ve KD materyalinin %3,2 oranında zayıflattığı görülmüĢtür. (Ek.1) CK cihazında düzleĢtirici filtre bulunmadığı için profil ölçümlerinin sağlıklı bir veri kaynağı olmayacağı düĢünülmüĢ ve CK cihazında profil ölçümleri yapılmamıĢtır (52). Profil Ölçümleri Profil Ölçümleri 120 100 80 60 40 20 0 Fantom CO TI KD Materyaller ġekil 4.12. Novalis cihazında CO, TI ve KD materyalleri kullanılarak yapılan profil ölçümleri 53 5. TARTIġMA Bu tez çalıĢmasında YART ve SRC/SRT‟de hedef hacim içinde veya yakınında implant veya dolgu maddesi varlığının doz dağılımı üzerine etkisi incelenmiĢ ve bu amaçla ortopedik cerrahi ve diĢ dolgusu olarak rutinde kullanılan materyaller kullanılmıĢtır. Novalis Brainlab cihazında oluĢturulan YART modelinde CO materyalinde özellikle materyalin 0,5 cm üzerinde iyon odası ölçümlerinin iPLAN planlama sisteminde elde edilen nokta doz değerlerinden %8 oranında fazla olduğu saptanırken Ti-6A1-4V cerrahi implant materyali ve KD materyali ile yapılan ölçümlerde %4 fazlalık olduğu görüldü. CK cihazı ile oluĢturulan SRC/SRT modelinde ise iyon odaları ölçümlerinin planlamadan elde edilen verilerden %11 oranında fazla olduğu görüldü. Profil ölçümlerinde ise YART modellemesinde CO materyalinin radyasyon demetini %19, TI materyalinin %10 ve KD materyalinin % 3,2 zayıflattığı görüldü. Yaptığımız tüm ölçümlerde kompleks planlamalar yerine standart demetlerle ıĢınlama yapmayı tercih ettik. Bunun sebebi kompleks tedavi planlamalarının özdeĢ olmaması ve her ölçümde farklı sonuçlar verebilmesidir. Tekrarlanabilirlik açısından standart demetlerle ıĢınlama yapmak daha makul görünmektedir. Materyal numunelerinin ise düzgün geometrik Ģekillerde olmasını tercih ettik. Bunun sebebi de yine ölçümleri standardize edebilmektir. Yaptığımız çalıĢmada fantomda nokta doz ölçümleri alınırken pinpoint 3016 iyon odası kullanmayı tercih ettik. Bunun sebebi pinpoint 3016 iyon odasının küçük hacmi sayesinde hassas nokta doz ölçümleri yapmasıdır. CyberKnife ve Novalis cihazlarında ise günlük verim kalibrasyonu 0,6 cc iyon odası ile yapılmaktadır. Elektrometre okumalarından doz değerlerini elde edebilmek için pinpoint 3016 iyon odası ile 0,6 cc iyon odası arasında çarpraz kalibrasyon faktörü belirlenmiĢ ve kesin doz değerleri bu faktör kullanılarak elde edilmiĢtir. Kesin doz ölçümü yapılırken en güvenilir değerleri elde edebilmek için kullanılması gereken dozimetrik ekipman gafkromik filmdir. Bu çalıĢmada bizim amacımız günlük rutin kullanımdaki hataları incelemek olduğu için kesin doz ölçümlerinde gafkromik film yerine günlük rutinde kullanılan pinpoint 3016 iyon odası ve 0,6 cc iyon odasının kullanılması tercih edilmiĢtir. 54 Literatürde yapılan diğer çalıĢmalarda çeĢitli dozimetrik ekipmanlar kullanılarak vücut eĢdeğeri olmayan bu materyallerin doz dağılımına etkisi incelenmiĢ ve ayrıca tedavi planlama sistemlerinin bu etkiyi ne kadar tahmin edebildiği incelenmiĢtir. Bu çalıĢmaların bir kısmında materyal numuneleri kullanılmıĢ bir kısmında ise Monte Carlo gibi doz modelleme programları kullanılmıĢtır. (4-7,9-18). Buffard ve ark., yaptıkları çalıĢmada Monte Carlo EGSnrc kod sistemini kullanarak paslanmaz çelik, titanyum ve kobalt kromyum molibdemyum (Co-CrMo)‟dan üretilen kalça protezlerini modellenmiĢ 20 cm derinlikte yapılan profil ölçümlerinde su fantomu modellendiğinde paslanmaz çelik için %25-45, titanyum için %20-25 demet zayıflaması olduğunu raporlamıĢlardır. Bu çalıĢmada katı fantom simüle edildiği zaman da paslanmaz çelik için %45-60, titanyum için %25-30 demet zayıflaması olduğu görülmüĢtür(9). Bu çalıĢmada sadece profil ölçümlerindeki azalımlar dikkate alınmıĢ ve herhangi bir planlama sistemi ile karĢılaĢtırma yapılmamıĢtır. Bizim yaptığımız çalıĢmada ise katı fantom içerisine yerleĢtirilen titanyum materyalinin % 10 oranında demet profilini zayıflattığı görülmüĢtür. Ding ve ark., yaptıkları çalıĢmada ise EGS4 kod sistemi ile CADPlan planlama sisteminin sonuçlarını karĢılaĢtırmıĢtır(4). Materyal yüzeyindeki saçılmalardan kaynaklı doz artıĢının CADPlan planlama sisteminin gösterdiğinden %15 daha fazla olduğu MC hesaplamaları ile görülmüĢ, aynı özelliklerdeki demetler kullanılarak yapılan profil ölçümlerinde CADPlan Planlama sisteminin izomerkezdeki doz azalımını MC hesaplamalarından daha az olarak hesapladığı saptanmıĢtır. Bu çalıĢmada ayrıca iki alanlı, dört alanlı ve sekiz alanlı tedavi planlamaları da kullanılmıĢ, paralel karĢılıklı alanların kullanıldığı iki alanlı planlamada CADPlan planlama sisteminin izomerkezdeki doz azalımını % 5 olarak hesapladığı MC hesaplamalarında ise azalımın %32 olarak hesaplandığı görülmüĢtür. Dört alanlı kutu tekniğindeki planlamada izomerkezdeki doz azalımı CADPlan planlama sistemine göre %2,5 iken, MC hesaplamalarına göre %16 olarak saptanmıĢtır. Sekiz alanlı tedavi planlamasında ise izomerkezdeki doz azalımı CADPlan planlama sistemine göre x ve y ekseninde %1 civarında iken MC hesaplamalarında ise x ekseninde %6 y ekseninde %10 olarak bulunmuĢtur. 55 Sung-Yen Lin ve ark., yaptığı çalıĢmada ise EGS4 kod sistemi ile ADACTPS planlama sisteminin verileri karĢılaĢtırılmıĢtır (5). Materyal olarak CoCrMo, Ti-Al4V ve ICRUKEMĠK (ICRU‟a göre kemik eĢdeğeriolan materyal) modellenmiĢtir. 30x30x31,4 cm boyutlarındaki fantomda 6 MV enerji seviyesindeki demet kullanılarak 5x5 cm alan 5 cm derinlikte YDD ölçümleri modellenmiĢtir. Materyaller 19x19x100 mm boyutlarında modellenmiĢtir. Yapılan hesaplamalara göre materyal yüzeyindeki geri saçılmalardan meydana gelen doz artıĢı ADACTPS planlama sisteminde daha fazla bulunmuĢtur. ADACTPS planlama sistemine göre ICRUKEMĠK, CoCrMO ve Ti-6A1-4V materyalleri için sırasıyla %5, % 20 ve %27 daha fazla doz artıĢı olduğu görülmüĢtür. Profil ölçümlerinde ise ADACTPS planlama sistemi ve MC hesaplamaları uyumlu çıkmıĢtır. Benzer bir çalıĢmada Nielsen ve ark., Kalça protezlerin arkasında oluĢan demet zayıflamasını bulmak için portal dozimetreyi kullanmıĢlardır. Bu çalıĢmada Ti-6A1-4V ve CoCrMo materyallerinden üretilen kalça protezleri katı fantomlar içerisinde 10 cm derinliğe yerleĢtirilmiĢ ve protezlerden kaynaklı geri saçılmalar portal dozimetre ile ölçülmüĢtür. Portal dozimetredeki doz ölçümleri için belirli oranda düzeltme faktörlerinin kullanıldığı bu çalıĢmada özellikle protezlerin baĢ kısımlarında %5 ve %10 oranlarında sıcak noktaların olduğu görülmüĢtür (10). Mello filko ve ark., yaptığı diğer bir çalıĢmada ise baĢ boyun kanseri hastalarının mandibula kısımlarına titanyum plakalar yerleĢtirilmiĢ ve plakalar arasına ölçüm için Termolüminesans dozimetre (TLD)‟ler monte edilmiĢtir. Plakalı ve plakasız ıĢınlamada yapılan ölçümler sonucu titanyum plakalardan kaynaklı saçılmaların %5-30 arası doz farklılıklarına sebep olduğu görülmüĢtür (11). Wange ve ark., kemik eĢdeğeri ortam içine yerleĢtirilen disk Ģeklinde 25 mm çapında 1,2,3 ve 4 mm kalınlıklarında cpTĠ, Ti-6Al-4V ve Au-Cu-Ag materyallerinde yapılan ölçümler sonucunda cpTi materyali için 6 MV enerjide %1416 arası, 10 MV enerji için %13-14 arası doz artıĢı saptamıĢlardır. Bu çalıĢmada TiAl-4V materyali için 6 MV de %14, 10 MV‟de %10 doz artıĢı bulunurken, Au-CuAg materyali için ise 6 MV için %10-35 arası, 10 MV için ise %20-46 arası doz artıĢı görülmüĢ ve atom numarası yüksek alaĢımlarda daha fazla saçılma ve doz artıĢı olduğu raporlanmıĢtır(12). 56 Spirydovich ve ark., yaptıkları bir diğer çalıĢmada radyokromik film, MC hesaplamaları ve çakıĢtırma uyarlama (Superposition-Convolution) algoritmasının sonuçlarını karĢılaĢtırmıĢlar ve bunun için 1x1x1 cm ve 2x2x1,4 cm boyutlarına sahip cerrobent, altın ve amalgam alaĢımları kullanmıĢlardır. Bu çalıĢmada ticari tedavi planlama sistemlerinde kullanılan çakıĢtırma uyarlama (SuperpositionConvolution) algoritmasının ise materyallerdeki saçılmalardan kaynaklı doz artıĢını MC hesaplamaları ve film bulgularına göre %10-16 oranında daha düĢük hesapladığı görülmüĢtür (6). Benzer bir çalıĢmada MC hesaplamaları ile iyon odası ölçüm sonuçlarının uyuĢtuğu gösterilmiĢtir (18). Yüzeye yakın bölgelerde ise tedavi planlama sisteminin dozu paslanmaz çelik ve titanyum için %13 CoCrMo için %16 daha az hesapladığı raporlanmıĢtır. Biz yaptığımız çalıĢmada hasta vücudu içerisinde implant materyali olarak sıkça kullanılan TI, CO ve KD mateyallerinden 3x3x1 cm numuneler hazırlayarak bu numuneleri insan vücudunu simüle ettiği düĢünülen katı su fantomları içerisine yerleĢtirdik. Özel iĢlenmiĢ katı fantom sayesinde yüksek hassasiyetli iyon odası ile materyalin etrafındaki birçok yerden nokta doz ölçümleri yapmak mümkün hale geldi. Sıcaklık ve basınç gibi ortam koĢullarını da göz önünde bulundurarak materyallerin periferindeki birçok noktada kesin (absolute) doz ölçümleri yapıldı. Bu ölçümler daha çok profil ve YDD ölçümleri gibi rölatif ölçümlerin yapıldığı literatürdeki diğer çalıĢmalara göre bize avantaj sağladı. Bu çalıĢmada materyalin alt kısmında profil ölçümleri yaparak kesin ve rölatif ölçümleri beraber sunmuĢ olduk. Bu, bizim materyallerden kaynaklı doz değiĢimlerini daha iyi anlamamızı sağladı. Yaptığımız çalıĢmada implant ve dolgu materyallerinin radyasyon zayıflatma etkisini inceleyebilmek için numune materyallerin alt kısmında 0,5 cm, 1 cm ve 1,5 cm uzaklıklarda üç noktada kesin doz ölçümleri yapıldı ve bu ölçümler planlamalardaki aynı noktaların doz değerleriyle karĢılaĢtırıldı. Yapılan ölçümler sonucunda CK cihazında CO materyali için radyasyondan kaynaklı demet zayıflaması incelendiğinde planlama sistemi ile ölçümler arasında %11‟e varan oranda farklılık olduğu görülmüĢtür (Tablo5.4). TI materyali için bu farklılık en fazla %3‟tür (Tablo 5.5). KD materyali için ise bu farklılık %8‟e kadar ulaĢmaktadır (Tablo 5.6). 57 Novalis sisteminde yapılan ölçümlerde CO materyali için materyallerden kaynaklı doz azalımı planlama sistemine göre numunenin hemen altında %6 daha fazladır. Bu değer TI materyali için %3, KD materyali için %0 olarak bulundu. CO ve TI materyalleri için 1 cm ve 1,5 cm noktalarında anlamlı fark bulunmazken, KD materyali için bu noktalarda ölçüm değerlerinin planlama değerlerinden yine yüksek olduğu görülür. Bu durum CK cihazındaki durumla aynıdır ve yine numune materyalinin düĢük yoğunluğa sahip olması ile izah edilebilir Bizim yaptığımız çalıĢmada literatürde yapılan diğer çalıĢmaların çoğundan farklı olarak rölatif ölçümler yerine kesin (absolute) doz ölçümleri tercih edilmiĢtir. Kesin doz ölçümlerinin özel hazırlanmıĢ fantomda ve iyon odası ile yapılması materyal çevresinde birçok noktada ölçüm alınıp planlama ile karĢılaĢtırma imkânı sağlamıĢtır. Diğer çalıĢmalara benzer olarak da Novalis Brainlab cihazında rölatif profil ölçümleri alınmıĢ ve materyallerin radyasyon demetini yüzde olarak ne kadar zayıflattığı belirlenmiĢtir. Rölatif profil ölçümleri sonuçlarının literatürdeki diğer çalıĢmalarla uyumlu olduğu görülmüĢtür. Son olarak rölatif ölçüm ve kesin ölçüm sonuçları kıyaslanmıĢ ve planlama algoritmasının ne kadar iyileĢtirme yaptığı incelenmiĢtir. Materyalin arkasındaki doz azalımının çakıĢtırma uyarlama (SuperpositionConvolution) algoritması, gafkromik film ölçümleri ve MC hesaplamalarıyla karĢılaĢtırıldığı çalıĢmada Spirydovich ve ark., tedavi planlama sistemlerinde kullanılan çakıĢtırma uyarlama (Superposition-Convolution) algoritmasının demet azalımını % 10-16 oranında daha az hesaplayabildiğini bulmuĢlardır (6). Bu çalıĢmada karĢılaĢtırmalar rölatif profil ölçümleri üzerinden yapılmıĢtır. Bizim çalıĢmamızda farklı olarak karĢılaĢtırmalar kesin nokta doz ölçümleri üzerinden yapılmıĢtır ve yüzde farklar daha az bulunmuĢtur. Bu bize planlama sisteminin oluĢan dozimetrik farklılıkları hesaba katıp hata payını azalttığını gösterir. Kesin nokta doz ölçümleri sonucunda CK ve Novalis bulguları arasında dikkate değer farklar görüldü. CK cihazında planlama sistemi ile ölçümler arasındaki farklar ortalama %8 civarında iken Novalis cihazında bu farklılıklar ortalama %3 civarındadır. Buna sebep olan etkenler CK cihazında yüksek fraksiyon dozuyla ıĢınlama yapılması ve kullandığımız doz hızının bu cihazda daha fazla olmasıdır 58 denebilir. Literatürde harici materyallerin farklı cihazlarda incelendiği baĢka bir çalıĢma bulunmamaktadır. Doz azalımını materyallere göre incelediğimizde fiziksel yoğunluğu en büyük olan CO materyalinin planlama sisteminin tahmininden daha çok doz azalımına sebep olduğu görüldü. Bunu fiziksel yoğunluğu daha düĢük olan TI materyali izler. KD materyalinde ise bunların aksine materyal arkasında doz artıĢı dahi gözlendi. Bu veriler, farklı yoğunluktaki materyallerin ara yüzeylerden saçılmalarının karĢılaĢtırıldığı baĢka bir çalıĢma olan Wange ve ark. çalıĢmasındaki verilerle uyuĢmaktadır (12). Ġmplant ve dolgu materyallerinin fiziksel yoğunluğu arttıkça doz belirsizliği artmakta ve tedavi planlama sistemlerinin verimi düĢmektedir. ÇalıĢmamızda materyal numunelerinden kaynaklı geri saçılmaların meydana getirdiği doz artıĢını belirlemek için numunelerin üst kısımlarında ölçümler alındı ve aynı noktalardaki planlama verileri ile karĢılaĢtırıldı. CK cihazında yapılan ölçümlerde CO materyali için planlama değerlerine göre materyalin 0,5 cm üzerinde %10, 1 cm üzerinde %6, 1,5 cm üzerinde ise %4 fazla doz ölçüldü (Tablo 5.4). Bu değerler TI materyali için sırasıyla %10 , %7 ve %6 dır. (Tablo 5.5). KD materyali için ise bu değerler sırasıyla %9, %8 ve % 7 dir (Tablo 5.6). Novalis sisteminde yapılan ölçümlerde ise CO materyali için planlama sistemine göre materyalin 0,5 cm üzerinde %8, 1 cm üzerinde %4 ve 1,5 cm üzerinde %3 fazla doz okunmuĢtur (Tablo 5.1). TI materyali için bu değerler sırasıyla %4 , %2 ve %2 dir(Tablo 5.2). KD materyali için ise aynı noktalardaki fazla dozlar sırasıyla %2, %1 ve %1 dir (Tablo 5.3). Benzer bir çalıĢmada Nielsen ve ark., portal dozimetri ile %5 - %10 sıcak nokta tesbit etmiĢlerdir (10). Ding ve ark. ise aldıkları Yüzde derin doz (YDD) ölçümlerine göre MC hesaplamalarının CADPLAN planlama sistemine göre materyal yüzeyindeki saçılmalardan kaynaklı doz artıĢını %15 daha fazla olarak hesaplandığını göstermiĢlerdir (4). Sung-YenLin ve ark., ise yaptıkları çalıĢmada MC hesaplamalarının ADACTPS planlama sistemine göre materyallerdeki saçılmalardan kaynaklı doz artıĢını daha fazla olarak hesapladığını göstermiĢler ve alınan YDD ölçümlerine göre ICRUKEMĠK CoCrMo ve TiAl4V materyalleri için planlamada hesaplanamayan fazla doz miktarı sırasıyla %5 , %20 ve % 27 olarak bulmuĢlardır (5). Bu çalıĢmadaki doz farklılıkları rölatif YDD ölçümlerinden elde edilmiĢtir. Bizim yaptığımız kesin nokta doz ölçümleri hata miktarını azaltmıĢtır. 59 Materyal yüzeylerinden geri saçılmaları cihazlara göre değerlendirirsek CK cihazında yüzde farkların yine fazla olduğunu görürüz. Bunun sebebi materyallerin alt kısmında alınan ölçümlerde olduğu gibi ıĢınlama dozunun büyüklüğü ve kullandığımız doz hızının fazla olması olarak kabul edilebilir. Literatürde materyallerden kaynaklı geri saçılmaları cihazlar göre karĢılaĢtıran baĢka bir çalıĢma yoktur. ÇalıĢmamızda farklı materyaller baz alınarak karĢılaĢtırma yapıldığında ise CK cihazında materyal yoğunluklarının fazla etkide bulunmadığı görülür. Fiziksel yoğunluğu fazla olan materyallerde yine yüzde farklar fazla olsa da anlamlı bir farklılık görülmemektedir. Novalis cihazındaki ıĢınlamalarda ise özellikle materyale en yakın noktada fiziksel yoğunluğu fazla olan materyallerin daha fazla geri saçılma yaptığı görülmektedir. Bu çalıĢmada ek olarak incelenen bir diğer konu da materyallerin yan taraflarındaki doz farklılıklarıdır. Katı fantomun özel olarak iĢlenmesiyle materyal numunelerinin sağ taraflarından ölçüm alıp planlama değerleriyle karĢılaĢtırmak mümkün olmuĢ ve numune materyallerin 1 cm, 2 cm ve 3 cm sağ tarafında nokta doz ölçümleri alınıp planlama değerleriyle karĢılaĢtırma yapılmıĢtır. Ġki cihazda da materyalin lateralinde yapılan ölçümler incelendiğinde anlamlı dozimetrik farklılıkların bulunmadığı görülmektedir. Daha büyük boyutlarda materyal numunelerinin seçilmesiyle materyallerden kaynaklı lateral saçılmalar daha iyi gözlemlenebilir. Ayrıca film dozimetrisi ile implant materyali ve doku eĢdeğeri ortam arasındaki arayüzeyden kaynaklı saçılmalar daha iyi ölçülebilir ama bu durumda planlama verilerini kullanmak zorlaĢmaktadır. Literatürde implant ve dolgu materyallerinin yan taraflarındaki dozimetrik farklılıkları inceleyen baĢka bir çalıĢma yoktur. Yaptığımız çalıĢmada kesin nokta doz ölçümlerine ek olarak rölatif profil ölçümleri de alındı. Profil ölçümleri, Novalis cihazında 6 MV enerjili 10x10 cm alana sahip KCM = 100 de radyasyon demetleriyle 400 MU doz verilerek alındı. Materyalin hemen altında 2D Array matriks iyon odasıyla alınan ölçümlerde implant materyallerinin radyasyon demetini ne kadar zayıflattığı incelendi. Profil ölçümlerin sadece Novalis cihazında yapılmasının sebebi CK cihazında demet profil ölçümlerinin fazla belirleyici özelliğe sahip olmamasıdır (52). CO materyali için 60 yapılan ölçümlerde materyalin radyasyon demetini %19 oranında zayıflattığını görüldü. TI materyali için demet zayıflatma oranı %9 iken, KD materyali için bu oran % 4 bulundu. Ölçüm sonuçları incelendiğinde fiziksel yoğunluğu fazla olan materyallerin daha fazla demet azalımı sağladığı görülmektedir ve bu beklenen bir sonuçtur. Benzer bir çalıĢmada Buffard ve ark., gerçek kalça protezleri kullanarak 20 cm derinlikte yaptıkları profil ölçümlerinde paslanmaz çelik için %25-45 , titanyum için %20-25 demet azalımı tesbit etmiĢlerdir. Bu çalıĢmada demet azalım miktarının bu kadar fazla çıkmasının sebebi bizim çalıĢmamızdan farklı olarak kalınlığı fazla olan gerçek kalça protezlerinin kullanılmasıdır. Materyal numuneleri için hem nokta doz hem de profil ölçümlerinin yapılması bize karĢılaĢtırma yapma olanağı sağlamıĢtır. CO materyali için profil ölçümlerinde belirlenen demet azalımı %19 iken materyalin hemen altında alınan nokta doz ölçümü için bu değer %6,4 tür. TI materyali için profildeki demet zayıflaması %9 iken nokta doz ölçümünde bu değer %3,5 tir. KD materyali için ise profildeki zayıflama %4 iken nokta doz ölçümünden elde edilen zayıflama değeri %0 dır. Bu veriler göz önünde bulundurulduğunda Novalis planlama sisteminin demet zayıflamasından kaynaklı belirsizliği belli oranda azalttığı görülmektedir. Sonuç olarak SRC/SRT ve YART uygulamalarında klinik hedef hacim (CTV) çevresi veya içine yerleĢtirilen implant ve dolgu materyalleri planlama ünitelerinin öngörebileceğinden daha fazla doz farklılıklarına neden olabilir ve tedavi planlarında bu durum göz önünde bulundurulmalıdır. . 61 6. SONUÇLAR ve ÖNERĠLER Yaptığımız çalıĢmada alınan nokta doz ölçümleri ve aynı noktadaki planlama dozları karĢılaĢtırıldığında, literatürdeki diğer çalıĢmalar da göz önünde bulundurulursa dikkate değer farklılıkların olduğu görülmüĢtür. Materyalin alt kısmında demet zayıflamasından, üst kısmında geri saçılmalardan yan tarafında ise lateral saçılmalardan dolayı dozimetrik farkların olduğu görülmüĢtür. Ama bu farklar dikkate değer miktarda fazla değildir. Özellikle numune materyallerinin üst kısmında materyallerdeki geri saçılmalardan dolayı önemli oranda doz artıĢının olduğu ve bunun planlama sistemi tarafından tam olarak doğru bir Ģekilde hesaplanamadığı görülmüĢtür. Materyallerin alt kısmında ise demet azalımından dolayı doz düĢüĢü gerçekleĢmiĢ ve bu etki planlama sistemleri tarafından tam olarak tahmin edilememiĢtir. Planlama sistemlerinin materyalin alt kısmındaki doz azalım etkisini hesaplamada geri saçılmaları hesaplamaktan daha baĢarılı olduğu görülmüĢtür. Materyallerin yan tarafındaki lateral saçılmaların ise önemli boyutlarda olmadığı ve göz ardı edilebileceği görülmüĢtür. ÇalıĢmada göze çarpan bir diğer sonuç ise kütle yoğunluğu fazla olan materyallerde doz azalım ve artıĢlarınının daha fazla olması ve bu etkilerin tedavi planlama sistemleri tarafından tam olarak tahmin edilememesidir. Materyallerin kütle yoğunluğu arttıkça demet azaltım etkileri artmakta ve materyallerden geri saçılmalar daha fazla olmaktadır. ÇalıĢmayı farklı cihazlar açısından değerlendirdiğimizde ise belirgin farlılıklar görülmektedir. SRC modellemesinde kullanılan CK cihazında yüksek dozlarla numune ıĢınlamaları yapılmıĢ ve doz azaltım ve artıĢ etkilerinin daha fazla olduğu görülmüĢtür. Özellikle hem materyal yoğunluğunun az olduğu hem de ıĢınlama dozunun az olduğu KD materyalinim Novalis cihazıyla ıĢınlanmasında ise neredeyse dikkate alınacak hiçbir farklılığın olmadığı görülmüĢtür. Yapılan profil ölçümlerinde materyalin alt kısmındaki demet zayıflama miktarı belirlenmeye çalıĢılmıĢtır. Ġlk baĢta hiçbir materyal bulunmadan yapılan profil ölçümleri ile numune materyallerinin hemen altında yapılan profil ölçümleri karĢılaĢtırılmıĢ ve materyal numunelerinin radyasyon demetini ne kadar zayıflattığı belirlenmiĢtir. Yapılan ölçümlerin sonuçlarına göre en çok demet zayıflama miktarının CO materyalinde gerçekleĢtiği ve bunu sırasıyla TI materyali ve KD 62 materyalinin izlediği görülmüĢtür. Buradan fiziksel yoğunluğu fazla olan implant ve dolgu materyallerinin radyasyon demetini doğal olarak daha fazla zayıflattığı görülür. Profil ölçümlerinde demet azalım miktarının nokta doz ölçümlerinden daha fazla olduğu görülmüĢtür. Nokta doz ölçümlerinde daha az farklılıkların olmasının sebebi planlama sisteminin materyal yoğunluğunu hesaba katarak iyileĢtirme de bulunmasıdır. Novalis tedavi planlama sistemi CO materyali için profil ölçümlerine göre %19 olan demet azalım miktarını yaklaĢık %6,4 göstererek iyileĢtirmede bulunmuĢtur. Aynı Ģekilde TI materyali için profil ölçümlerine göre %10 olan demet azalım miktarını yaklaĢık %3,5 göstermiĢtir. KD materyali için ise %3,2 olan demet azalım miktarı %0 olarak hesaplamıĢtır. Yapılan tüm ölçümler dikkate alındığında implant ve dolgu materyallerinin tedavi doz dağılımına önemli miktarda etki ettiği ve bu etkilerin tedavi planlama sistemleri tarafından tam olarak hesaba katılamadığı görülmüĢtür. Özellikle yüksek fraksiyon dozlarının uygulandığı SRC gibi uygulamalarda bu farklılık belirgin Ģekilde görülmektedir. Bu bilgiler göz önünde bulundurulduğunda vücudunda implant veya dolgu materyali bulunan bir hastanın tedavi planlaması hazırlanırken materyallerden kaynaklı doz artıĢ ve azalımlarının ek veri olarak hesaplamaya dahil edilmesi faydalı olacaktır. Hesaplamaya katılan bu verilerin belirlenmesinde materyal boyutlarının, materyallerin fiziksel yoğunluğunun, fraksiyon dozunun, tümörün ve kritik organların materyallere göre konumunun dikkate alınması gerekir. Santral sinir sistemi yerleĢimli lezyonların tedavisinde çevre kritik organların nokta doza hassas olan seri organlar olduğu bilinmektedir. Stereotaktik uygulamaların büyük kısmını oluĢturan bu vakalarda bu sonuçlar göz önünde bulundurulmalı ve implant ve dolgu materyali ile tedaviye giren hastalarda kritik organ dozları bu bilgiler ıĢığında değerlendirilmelidir. Ġmplant ve dolgu materyallerinin radyasyon demetini zayıflattığı ve bu zayıflatma etkisinin tedavi planlama sistemi tarafından bire bir tahmin edilemediği görülmüĢtür. Bu bilgi göz önünde bulundurulduğunda implant ve dolgu materyallerinin alt kısmında bulunan lezyonların tedavisinde yeterli radyasyon dozunun verilememe riskinin olduğu açıktır. Tümörde lokal kontrolün 63 sağlanamaması riskine karĢın bu etki dikkate alınmalı ve tümöre verilen doz bu bilgiler ıĢığında yeniden gözden geçirilmelidir. 64 KAYNAKLAR 1. F. M. Khan (2010). The Physics of Radiation Therapy (4.bs.) Lippincott Williams & Wilkins S.45 2. TG 63, Dosimetric Considerations for Patients with HIP Protheses Undergoing Pelvic Ġrradiation, Med Phys 30, 1163-1182 (2003). 3. Buffard E, Gschwind R, Makovicka L, Martin E, Meunier C, David C, (2006). Study of the impact of artificial articulations on the dose distribution under medical irradiation, Nuc Instruments and Methods in Phys Research B 229 , 918 4. Ding George. X, Yu Christine. W, (2001). A study on Beams Passing Through Hip Prothesis for Pelvic Radiation Treatment, Int J Radiation Oncology Biol Phys, 51, 1167-1175. 5. Lin. Sung-Yen, Chu. Tieh-Chi, Lin. Jao-Perng, Liu. Mu-Tai (2002). The Effect of Metal Hip Prothesis on the Radiation Dose in Therapeutic Photon Beam Ġrradiations, Applied Radiation and Isotopes, 57,17-23. 6. Spirydovich. Siarhei, Papiez. Lech, Langer. Mark, Sandison. George, Thai. Van(2006). High Density Dental Materials and Radiotherapy Planning: Comparison of the Dose Predictions Using Superposition Algorithm and Fluence Map Monte Carlo Method with Radiochromic Film Measurements, Radiotherapy and Oncology, 81,309-314. 7. Atwood Todd. F, Hsu. Annie, Ogara. Mayden M, Luba. Daniel G, Tamler. Bradley J, Dısarıo. James A, Maxım. Peter G, (2012).Radiotherapy Dose Perturbation of Esophegeal Stents Examined in an Experimental Model, Int J Radiation Oncology Biol Phys, 82, 1659-1664. 8. Webster. Gareth J, Rowbottom, Carl G, Mackay. Ranald I, (2009). Evaluation of the impact of dental artefacts on intensity-modulated radiotherapy planning for the head and neck, Radiotherapy and Oncology, 93, 553-558. 65 9. Buffard. Edwie, Gschwind. Règine, Makovicka. Libor, David. Cèline, (2006). Monte Carlo Calculations of the Ġmpact of a Hip Prothesis on the Dose Distribution, Nuc Inst and Methods in Phys Research, B251, 9-18. 10. Nielsen. Skovmos Martin, Carl. Jesper, Nielsen. Jane, (2008).A Phantom Study of Dose Compensation Behind Hip Prothesis Using Portal Dosimetry and Dynamic MLC, Radiotherapy and Oncology 88, 277-284. 11. De Mello-Filho. Francisco V, Auader. Mubina, Cano. Elmer, Carrau. Ricardo L, Myers. Eugene N, Miles. Catherine E, (2003). Titanium Reconstructive Plates on Radiation Dose, American Journal of Otolaryngology 24, 231-235. 12. Wang. Russel R, Pillai. Kunjan, Jones Paul K, (1996). In Vitro Backscattering from Ġmplant Materials During Radiotherapy, Maxillofacial Prosthetics and Dental İmplants, 75,626-632. 13. S. Allal Abdelkarim, Richter Michel, Russo Mariateresa, Rouzaud Michel, Dulguerov Pavel, M. Kurtz John (1998). Dose Variation at Bone/Titanium Interfaces Using Titanium Hollow Screw Osseointegrating Reconstruction Plates, Int J Radiation Oncology Biol Phys, 40, 215-219. 14. Li X. Allen, Chibani Omar, Greenwald Bruce, Suntharalingam Mohan, (2002). Radiotherapy Dose Perturbation of Metallic Esophageal Stents, Int J Radiation Oncology Biol. Phys, 54, 1276-1285. 15. Gullane P. J, (1991). Primary Mandibular Reconstruction: Analysis of 64 Cases and Evaluation of Interface Radiation Dosimetry on Bridging Plates, Laryngoscope, 101, 1-24. 16. Das Indra J, Moskvin Vadim P., Kassaee Alireza, Tabata Tatsuo, Verhaegen Frank, (2001). Dose Perturbations at High-Z Ġnterfaces in Kilovoltage Photon Beams: Comparison with Monte Carlo Simulations and Measurements, Radiation Physics and Chemistry, 64, 173-179. 17. Fuller Clifton D, Diaz Irma, Cavanaugh Sean X., Eng Tony Y., (2003). In Vivo Dose Perturbation Effects of Metallic Dental Alloys During Head and Neck Ġrradiation with Intensity Modulated Radiation Therapy, Oral Oncology, 40, 645-648. 66 18. Palleri Francesca, Baruffaldi Fabio, Angelini Anna Lisa, Ferri Andrea, Spezi Emiliano, (2008). Monte Carlo Characterization of Materials for Prostetic Implants and Dosimetric Validation of Pinnacle3 TPS, Nuclear Instruments and Methods in Physics Research, B 266, 5001-5006. 19. Ryu J.K., Stern R. L., Robinson M. G., Bowers M.K., Kubo H. D., Donald P. J., Rosenthal S.A., Fu K.K.,(1995).Mandibular Reconstruction Using Titanium Plate: The Impact of Radiation Therapy on Plate Preservation, Int. J Radiation Oncology Biol. Phys, 32, 627-634. 20. Meshabi Asghar, Nejad Farshad Seyed, (2007). Monte Carlo Study on the Impact of Spinal Fixation Rods on Dose Distribution in Photon Beams, Rep Pract Oncol Radiother, 12(5), 261-266. 21. Yazdia Mehran, Gingras Luc, Beaulieu Luc, (2005). An Adaptive Approach to Metal Artifact Reduction in Helical Computed Tomography For Radiation Therapy Treatment Planning: Experimental and Clinical Studies, Int J Radiation Oncology Biol Phys, 62, 1224-1231. 22. Sathiyan Sanjay, Ravikumar M., Supe Sanjay S., (2006). Measurements of Backscattered Dose at Metallic Ġnterfaces Using High Energy Electron Beams, Rep Pract Oncol Radiother, 11(3), 117-121. 23. Ozen Julide, Dirican Bahar, Oysul Kaan, Beyzadeoglu Murat, Ucok Ozlem, Beydemir Bedri, (2005). Dosimetric Evaluation of the Effect of Dental Ġmplants in Head and Neck Radiotherapy, Oral Surg Oral Med Oral Pathol Radiol Endod, 99, 743-748. 24. Melian Edward, Fatyga Mirek, Lam Peter, Steinberg Mark, Reddy Sarada P., Petruzzelli Guy J., Glasgow Glenn P., (1999). Effect of Metal Reconstruction Plates on Cobalt-60 Dose Distribution: A Predictive Formula and Clinical Implications, Int. J Radiation Oncology Biol Phys, 44, 725-730. 25. Conto De C.,Gschwind R., Martin E., Makovicka L., (2014). Study of Dental Protheses Ġnfluence on Radiation Therapy, Physica Medica, 30, 117-121. 26. Chang Kwo-Ping, Lin Wei-Ting, Shiau An-Cheng, Chie Yu-Huang, (2013). Dosimetric Distribution of the Surroundings of Different Dental Crowns and 67 Implants During LINAC Photon Ġrradiation, Radiation Physics and Chemistry, 104, 339-344. 27. Reitemeier Bernd, Reitemeier Gottfried, Schmidt Annette, Schaal Wolfgang, Bolchberger Peter, Lehmann Dietmar, Herrmann Thomas, (2002). Evaluation of a Device for Attenuation of Electron Release from Dental Restorations in aTherapeutic Radiation Field, The Journal of Prosthetic Dentistry, 87, 323330. 28. Broźyna Bogusław, Chełmiński Krzysztof, Bulski wojciech, Giźyńska Marta, Grochowska Paulina, Walewska Agnieszka, Zalewska Marta, Kawecki Andrzej, Krajewski Romuald, (2014). Dosimetry of Dose distributions in Radiotherapy of Patients with Surgical Ġmplants, Radiation Physics and Chemistry, 104, 170-174. 29. Evans Andrew J., Lee David Y., Jain Anudh K., Razi Syed S., Park Koji, Schwartz Gray S., Trichter Frieda, Ostenson Jason, Sasson Jordan R., Bhora Faiz Y., (2014). The Effect of Metallic Tracheal Stents ob Radiation Dose in the Airway and Surrounding Tissues, Journal of Surgical Research, 189, 1-6. 30. Paudel Moti Raj, Mackenzie Marc, Fallone B.Gino, Rathee Satyapal, (2014). Clinical Evaluation of Normalized Metal Artifact Reduction in kVCT Using MVCT Prior Images (MVCT-NMAR) for Radiation Therapy Treatment Planning, Int J Radiation Oncology Biol Phys, 89, 682-689. 31. Newhauser Wayne D., Rechner Laura, Mirkoviç Dragan, Yepes Pablo, Koch Nicholas C., Titt Uwe, Fontenot Jonas D., Zhang Rui, (2013). Benchmark Measurements and Simulations of Dose Perturbations due to Metallic Spheres in Proton Beams, Radiation Measurements, 58, 37-44. 32. Prabhakar Ramachandran, Kumar Milind, Cheruliyil Suja, Jayakumar Silpa, Balasubramanian Satheesan, Cramb Jim, (2013). Volumetric Modulated arc Therapy for Prostate Cancer with Hip Prothesis, Reports of Practical Oncology and Radiotherapy 18, 209-213. 68 33. Ashby M. F. , Jones D. R. H., (1988). Polymers and composites. In: Engineering Materials 2. An Ġntruducdion to Microstructures, Processing and Design, Vol. 39. Pergamon Press, 199-240. 34. Blanquart D, (1987). Les Biomateeriaux Meetalliques. In : Poitout D. (ed.) : Biomeecanique ortjopeedique. Ed. Masson, Paris, 73-82. 35. Blanquart D, (1987). Les Polymeeres. In: Poitout D. (ed.) : Biomeecanique ortjopeedique. Ed. Masson, Paris, , 119-132. 36. Crowninshield R.,(1988). An Overwiew of Prosthetic Materials for Fixation. Clin Orthop, 235, 166-172. 37. Geesink R. G. T. , De Groot K., Klein C. P. A.,(1988). Bonding of Bone to Apatite-Coated Ġmplants, J Bone Joint Surg, 70-B, 17-22 38. Ling R.S.M., (1986). Observations on the Fixation of Ġmplants to the Bony Skeleton, Clin. Orthop, 210, 80-96 39. Orthopedic Knowledge Update 2, Home Study Syllabus, (1987). American Academy of Orthopaedic Surgeons, 11, 123-133 40. Sımon J.P. , Fabry G, An Overwiev of Implant Materials, Acta Orthopedica Belgica, (1991). 57, 1-5 41. Coolens C, Childs PJ.(2003). Calibration of CT Hounsfield Units for Radiotherapy Treatment Planning of Patients with Metallic Hip Protheses: the Use of the Extended CT Scale. Phys Med Biol, 48, 1591-603 42. Sibata CH, Mota HC, Higgins PD, et al. (1990). Influence of Hip Protheses on High Energy Photon Dose Distributions, Int J Radiation Biol Phys, 18, 455461 43. Dutreix J, Bernard M (1966). Dosimetry at Interfaces for High Energy X and Gamma Rays, The British Journal of Radiology, 39, 205-210 44. Gagnon W.F., Cundiff J.H. (1980). Dose Enhancement from Backscattered Radiation at Tissue-Metal Ġnterfaces Irradiated with High Energy Electrons, Br J Radiol, 53, 466-470 69 45. Gibbs F. A, Palos B, Goffinet D. R, (1976). The Metal /Tissue Interface Effect in Irradiation of Oral Cavity, Radiology, 119,705-707 46. Lemons J. E,(1988). Hydroxyapatite Coatings, 235, 220-223 47. Balagamwala E. H, Chao S. T, Suh J. H, (2012). Principles of Radiobiology of Stereotactic Radiosurgery and Clinical Applications in the Central Nerveus System, Technology in Cancer Research and Treatment, 11, 1-12 48. Luxton G, Zbigniew P, Jozsef G, et al. (1993). Stereotactic Radiosurgery Principle and Comprasion of Treatment Methods, Neurosurgery, 32, 241-259 49. AS Breitbart A.S., Ablaza V.J. (1997). Implant Materials, Grabb and Smith‟ Plastic Surgery 5, 58-65 50. Mackert J.R., (1991). Dental Amalgam and Mercury, JADA, 122, 54-61. 51. Chan H.S. Keith, Mai Yanjie, Kim Harry, Tong C.T. Keith, Desmond Ng, Hsiao J.M. Jimmy, (2010). Review: Resin Composite Filling Materials 3, 1228-1243. 52. Dalaryd M, Ceberg C, Kragk G, Dietmar G, McClean B, Wetterstedt S, Wieslander E, Knöös T, (2010). A Monte Carlo Study of a Flatteing Filter-Free Linear Accelerator Verified with Measurements, Physics in Medicine and Biology, 55(23), 7333-7344 7.EKLER Ek 1. Novalis Cihazında Yapılan Profil Ölçümleri Herhangi Bir Materyal Bulunmazken Yapılan G-T(Gun-Target) Profil Ölçümü Herhangi Bir Materyal Bulunmazken Yapılan L-R(Left-Right) Profil Ölçümü . CO Materyali ile Yapılan G-T (Gun-Target) Profil Ölçümü CO Materyali ile Yapılan L-R(Left-Right) Profil ölçümü TI Materyali ile Yapılan G-T(Gun-Target) Profil Ölçümü TI Materyali ile Yapılan L-R (Left-Right) Profil Ölçümü KD Materyali ile YapılanG-T (Gun-Target) Profil Ölçümü KD Materyali ile Yapılan L-R(Left-Right) Profil Ölçümü